JP2020523097A

JP2020523097A - 磁気共鳴イメージングを改善する装置

Info

Publication number: JP2020523097A
Application number: JP2019567651A
Authority: JP
Inventors: ヂャンシン; アンダーソンステファン; ドゥアングアンウー; ヂャオシャオグアン
Original assignee: Boston University
Current assignee: Boston University
Priority date: 2017-06-07
Filing date: 2018-06-07
Publication date: 2020-08-06
Anticipated expiration: 2038-06-07
Also published as: WO2018226946A1; CN110678769A; US10324152B2; CA3062191A1; EP3635424A1; AU2018279078A1; US10884089B2; EP3635424A4; KR102569416B1; CN110678769B; US20190302209A1; KR20200015720A; AU2018279078B2; US20180356483A1; JP7219477B2

Abstract

複数の共振器を含む受動の装置により、検体から放出されてＭＲＩマシンが取得する無線周波数信号の信号雑音比を増加させる。本装置は、ＭＲＩマシンから検体への信号送信中に及び／又は検体からＭＲＩマシンへの信号受信中に、無線周波数エネルギの磁場成分を増加させる。さらに、本装置は、望ましくない電場の形成又はＲＦエネルギの電場成分の増加を実質的に回避することにより、検体の安全性を高める。本装置の使用により、ＭＲＩマシンが形成する像が改善され、及び／又は、ＭＲＩマシンが像を取得するのに必要となる時間が低減される。

Description

本特許出願は、発明者名：Xin Zhang, Stephan Anderson, Guangwu Duan, Xiaoguang Zhao、発明の名称：“Apparatus for Improving Magnetic Resonance Imaging”として２０１７年６月７日付提出の米国特許仮出願第６２／５１６３７６号［事務所整理番号３２７３／１１９］の優先権を主張するものであり、この出願の開示は引用により全体として本願に組み込まれるものとする。

技術分野
本発明は、イメージング、より具体的には磁気共鳴イメージングに関する。

背景技術
磁気共鳴イメージング（「ＭＲＩ」）は、Ｘ線を使用せずに検体の内部構造の像を取得する医用イメージング技術である。ＭＲＩマシンは、検体に強磁場及び電磁刺激を印加し、応答として検体の原子に電磁信号の放出を生じさせる。ＭＲＩマシンは検体から放出された電磁信号を取得し、当該取得した信号から像を構成する。

ＭＲＩマシンの公知の限界は、取得される信号の信号雑音比（ＳＮＲ）である。雑音は、ＭＲＩマシン自体の回路を含む種々の源によって生じ、検体から放出された信号を劣化させたり暈けさせたりする。ＳＮＲは、信号増幅、例えば静磁場の強度の増加によって、又は、雑音低減、例えばＭＲＩマシンの信号処理回路の改善によって、又は、これら双方の組合せのいずれによっても改善可能である。しかし、こうしたアプローチは理想的というには足りず、いくつかの検体、例えば生物に対して安全に印加可能な出力量について限界があり、また、雑音を完全に消去することはできない。

種々の実施形態の概要
例示の実施形態によれば、装置は、複数の共振器を含み、患者から放出されてＭＲＩマシンにより取得される無線周波数信号の信号雑音比を増加させるように動作する。

例示の一実施形態においては、本装置は、作業周波数で共振するように構成された共振器アレイ（各共振器は「ユニットセル」である）を含む。アレイは、ＭＲＩマシンが検体をイメージングする際に、ＭＲＩマシンのボア内に検体と共に配置されるように構成されている。動作中に、アレイは、ＭＲＩマシンが測定する信号の信号雑音比を増加させる。

いくつかの実施形態においては、本装置は、ＭＲＩマシンの作業周波数とは異なる共振周波数を有する。実際に、いくつかの実施形態においては、本装置は、アレイの各共振器間の間隔を変化させることにより同調可能な共振周波数を有する。

いくつかの実施形態においては、各共振器は、ブロードサイド結合型スプリットリング共振器である。他の実施形態においては、各共振器は、開ループコイルであり、ヘリカルコイルであってもよい。一般に、共振器のそれぞれは、信号の磁場に結合されてこれを増幅するが、信号の電場には結合されないように構成される。

例示の一実施形態は、ＭＲＩマシンが受信した信号の信号雑音比を改善することにより、作業周波数によって特徴づけられるＭＲＩマシンの動作を改善する装置を提供する。本装置は、ＭＲＩマシンが検体をイメージングする際に、ＭＲＩマシンのボア内に検体と共に配置可能な寸法を有する（又は検体と共に配置されるように構成された）ユニットセルアレイを含む。各ユニットセルは共振周波数を有し、アレイはＭＲＩマシンの作業周波数又はその近傍に共振周波数を有する（例えば、いくつかの実施形態においては、アレイは、ＭＲＩマシンの作業周波数の±５％（境界値含む）の共振周波数を有する）。ユニットセルは、相互に結合されるように（例えば相互に磁気結合されるように）構成されており、アレイは、ＭＲＩマシンが測定する信号において、少なくとも５０の信号雑音比を形成する。いくつかの実施形態においては、ユニットセルは低誘電定数の共振器である。好ましい実施形態においては、ユニットセルは、信号の磁場を増幅するが信号の電場を増幅しないように構成される。

いくつかの実施形態においては、各ユニットセルは、ブロードサイド結合型スプリットリング共振器を含む。

他の実施形態においては、ユニットセルは開ループコイルであり、好ましい実施形態においてはヘリカルコイルである。好ましい実施形態においては、アレイは、ユニットセル間の間隔を変化させることによりアレイの共振周波数が同調可能となるように構成される。好ましい実施形態においては、ユニットセルは、コアと当該コアの周に巻回された開ループコイルとを含む。こうしたいくつかの実施形態においては、コアは８０から１７３の相対誘電率を有し、いくつかの実施形態においては、コアは二酸化チタンから形成される。

いくつかの実施形態においては、アレイの共振周波数は、ＭＲＩマシンの作業周波数とは異なる。

いくつかの実施形態においては、各ユニットセルは、２つの端部を有するコイルを含み、各ユニットセルはさらに、２つの端部間に電気的に結合されたキャパシタを含む。他の実施形態においては、各ユニットセルは、２つの端部間に電気的に結合されたインダクタを含む。

例示の実施形態においては、各ユニットセルは、２つの端部を有するコイルと、当該２つの端部間に結合された制御可能な可変インピーダンスを有するカプラとを含む。こうしたユニットセルは、カプラが第１のインピーダンス状態にある場合、第１の共振周波数を有し、カプラが第２のインピーダンス状態にある場合、第２の共振周波数を有する。例示の実施形態においては、カプラは半導体パッチであり、当該半導体パッチは、ＭＲＩマシンが送信したＲＦエネルギに応答して第１のインピーダンス状態から第２のインピーダンス状態への変化を行い、ユニットセルを有効に非共振とすべく、ユニットセルの共振周波数をＭＲＩマシンの作業周波数から離れる方向へシフトさせるように構成される。他の実施形態においては、カプラはスイッチであり、当該スイッチは、ＭＲＩマシンからの信号に応答して第１のインピーダンス状態から第２のインピーダンス状態への変化を行い、ユニットセルの共振周波数をＭＲＩマシンの作業周波数から離れる方向へシフトさせるように構成される。

さらに他の実施形態においては、検体を磁気共鳴イメージングする方法が、ボア及び作業周波数を有するＭＲＩマシンを準備すること、ボア内に検体を配置すること、及び、ユニットセルアレイを検体と共にボア内に配置することを含む。ユニットセルアレイは、ＭＲＩマシンが検体をイメージングする際に、ＭＲＩマシンのボア内に検体と共に配置可能な寸法を有する。各ユニットセルは共振周波数を有し、アレイはＭＲＩマシンの作業周波数又はその近傍に共振周波数を有する。この場合、本方法は、当該分野に公知の方式で、検体のイメージングのためにＭＲＩマシンを動作させることを含む。

好ましい実施形態においては、ＭＲＩマシンは、６４ＭＨｚの作業周波数及び６４ＭＨｚの５％以内（±５％、境界値含む）のアレイの共振周波数を有する１．５テスラＭＲＩマシンである。他の好ましい実施形態においては、ＭＲＩマシンは、１２８ＭＨｚの作業周波数及び１２８ＭＨｚの５％以内（±５％、境界値含む）のアレイの共振周波数を有する３テスラＭＲＩマシンである。

上述した各実施形態の特徴は、添付図面を参照しつつ以下の詳細な説明を参照することにより、さらに容易に理解されるであろう。

ＭＲＩマシンの一実施形態を概略的に示す図である。ＭＲＩマシンの一実施形態を概略的に示す図である。ＭＲＩマシンの一実施形態を概略的に示す図である。ＭＲＩマシンの一実施形態を概略的に示す図である。共振器アレイを使用せずに取得されたＭＲＩ像である。共振器アレイの一実施形態を使用して取得されたＭＲＩ像である。共振器アレイの他の実施形態を使用して取得されたＭＲＩ像である。共振器アレイの一実施形態を概略的に示す図である。共振器アレイの一実施形態を概略的に示す図である。ハニカム型共振器アレイの一実施形態を概略的に示す図である。共振構造の品質係数を示す図である。共振器アレイの周期性と共振器アレイの周波数応答との関係をＭＲＩマシンの作業周波数に対して示す図である。ヘリカル共振器の一実施形態を概略的に示す図である。ヘリカル共振器の一実施形態を概略的に示す図である。ヘリカル共振器の一実施形態を概略的に示す図である。ヘリカル共振器アレイの一実施形態の動作特性を概略的に示す図である。ヘリカル共振器アレイの一実施形態の動作特性を概略的に示す図である。付加的なインピーダンスを有するヘリカル共振器セルを概略的に示す図である。ユニットセルの共振周波数とユニットセルの内部容積の誘電率との関係を示すための、シャーレ内に水と共に配置されたユニットセルの一実施形態を概略的に示す図である。ユニットセルの共振周波数とユニットセルの内部容積の誘電率との関係を示すための、シャーレ内に水と共に配置されたユニットセルの一実施形態を概略的に示す図である。ユニットセルの共振周波数とユニットセルの内部容積の誘電率との関係を概略的に示す図である。ブロードサイド結合型スプリットリング共振器の一実施形態及びいくつかの特性を概略的に示す図である。ブロードサイド結合型スプリットリング共振器の一実施形態及びいくつかの特性を概略的に示す図である。ブロードサイド結合型スプリットリング共振器の一実施形態及びいくつかの特性を概略的に示す図である。ブロードサイド結合型スプリットリング共振器の一実施形態及びいくつかの特性を概略的に示す図である。ブロードサイド結合型スプリットリング共振器の一実施形態及びいくつかの特性を概略的に示す図である。フレキシブルな共振器アレイの実施形態を概略的に示す図である。フレキシブルな共振器アレイの実施形態を概略的に示す図である。同調可能なユニットセルの実施形態を概略的に示す図である。同調可能なユニットセルの実施形態を概略的に示す図である。同調可能なユニットセルの実施形態を概略的に示す図である。同調可能なユニットセルの実施形態を概略的に示す図である。同調可能なユニットセルの実施形態を概略的に示す図である。同調可能なユニットセルの実施形態を概略的に示す図である。同調可能なユニットセルの実施形態を概略的に示す図である。検体をイメージングする方法のフローチャートである。

特定の実施形態の詳細な説明
複数の共振器を有する装置は、ＭＲＩマシンが送信する出力を増加させることなく、検体から放出されてＭＲＩマシンが取得する無線周波数（「ＲＦ」）信号の信号雑音比を増加させる。いくつかの実施形態においては、本装置は、ＭＲＩマシンから検体への無線周波数エネルギの信号送信中及び検体からＭＲＩマシンへの無線周波数信号の送信中の双方において無線周波数エネルギの磁場成分を増加させるが、他の実施形態においては、本装置は、検体からＭＲＩマシンへの無線周波数信号の送信中にのみ無線周波数エネルギの磁場成分を増加し、ＭＲＩマシンから検体への無線周波数エネルギの送信中には増加しない。さらに、本装置は、望ましくない電場の形成又は増加を実質的に回避することにより、検体の安全性を高める。本装置を使用することにより、ＭＲＩマシンによって形成される像が改善され、及び／又は、ＭＲＩマシンによる像の取得に必要な時間が低減される。

図１Ａには、ＭＲＩマシン１００の断面が概略的に示されており、こうしたマシンの公知の複数の特徴が示されている。ＭＲＩマシンによってスキャンされる検体９９は、架台１０１に横たわっている。典型的には、検体９９は、３０分以上となることもあるスキャン時間にわたって可能なかぎり静穏に横たわっていなければならない。

主フィールドコイル１１０は、検体９９を取り巻きかつ通る磁場を形成し、ボディコイル１２０は検体９９に電磁（例えば無線周波数）刺激を適用する。これに応答して、検体の原子は、ボディコイル１２０及び／又は検体コイル１３０によって検出可能な電磁パルスを放出する。検体コイル１３０は、検体９９のより近傍にあり、より離れたボディコイル１２０が形成した信号に比べて大きな信号雑音比（「ＳＮＲ」）を有する信号を形成するので、好ましいものとなり得る。コンピュータ１５０は、例えば通信リンク１５１によりＭＲＩマシンとのデータ通信を行い、ボディコイル１２０及び／又は検体コイル１３０が受信した信号を受信して処理し、検体の内部構造の像を形成する。ボディコイル１２０及び検体コイル１３０は、ＭＲＩマシン１００に有線接続されている。ボディコイルは、ＭＲＩマシンとパワー及び制御の通信を行い、電磁刺激の形成に要求されるパワー及び制御の信号を受信する。ボディコイル１２０及び検体コイル１３０の双方は、ＭＲＩマシン１００とデータ通信して、検体９９から検出した信号をＭＲＩマシン１００に供給する。このために、ＭＲＩマシンのいくつかの実施形態は、制御信号８２１に即して後述するように、ＭＲＩマシン及び／又はアレイに制御信号を供給するように、及び／又は、ボディコイル１２０及び検体コイル１３０からの信号を受信するように構成されたコントローラ１４０を含む。

像の品質及び像の形成にとって充分な数の放出信号をＭＲＩマシン１００が収集するのに必要な時間は、受信された信号のＳＮＲに部分的に依存する。ＳＮＲが増加すると、ＭＲＩ出力を改善することができ、及び／又は、検体９９から放出された信号の収集に要求される時間が低減される。

図１Ａ及び図１Ｂにはそれぞれ、ＭＲＩマシンの動作及びＭＲＩマシンが形成した結果を改善するための共振器アレイ３００の一実施形態が概略的に示されている。

図１Ａにおいては、検体コイル１３０が検体９９と共振器アレイ３００との間に配置されており、図１Ｂにおいては、共振器アレイ３００が検体９９（この例においては、検体９９の四肢又は外肢７９９）と検体コイル１３０との間に配置されている。いくつかの実施形態においては、共振器アレイ３００は、例えばＭＲＩマシン１００がボディコイル１２０を使用して検体９９から放出された電磁パルスを受信する場合、検体コイル１３０無しでＭＲＩマシンのボア１０２内に配置可能である。ここで使用しているように、ＭＲＩマシン１００の「ボア」１０２なる語は、ＭＲＩマシン１００によるイメージングの際に検体９９が配置される場所を意味する。例えば、閉鎖型ＭＲＩマシン１００においては、ボア１０２はマシンのトロイドセクションの内部であり、開放型ＭＲＩマシン１００においては、ボア１０２はマシンの上方磁気領域と下方磁気領域との間の空間であり、開放直立型ＭＲＩマシン１００においては、ボア１０２はマシンの左方磁気領域と右方磁気領域との間の空間である。

図１Ａ及び図１Ｂにおいては、検体コイル１３０及び共振器アレイ３００と架台との間に検体９９が示されているが、これは、検体コイル１３０が設けられる場合にも又は設けられない場合にも、図１Ｃ及び図１Ｄに概略的に示した通り、検体９９と架台１０１との間に配置可能な共振器アレイ３００の使用に限定されない。

ボディコイル１２０とは異なり、共振器アレイ３００は、パワー信号を要求せず又はパワー信号を受信しない受動性を有しており、いくつかの実施形態においては、その機能の実行のために、制御信号を要求せず、又は、制御信号を受信しない。例示の実施形態においては、（ユニットセル３０１を含む）共振器アレイ３００は、ボディコイル１２０又は検体コイル１３０とは別個であって、その一部でない。さらに、例示の実施形態においては、（ユニットセル３０１を含む）共振器アレイ３００は、ＭＲＩマシン１００及びボディコイル１２０及び検体コイル１３０とは物理的に別個であって、ＭＲＩマシン１００及びボディコイル１２０及び検体コイル１３０に有線接続されていない。また、ボディコイル１２０及び検体コイル１３０の双方とは異なり、共振器アレイ３００はＭＲＩマシン１００とデータ通信もしない。

発明者らは、図１Ａから図１Ｄに概略的に示されている、検体コイル１３０を伴う又は伴わない共振器アレイ３００の使用により、ＭＲＩマシン１００から検体９９へ送信される無線周波数信号のＳＮＲが改善され、さらに検体９９から放出されてＭＲＩマシン１００が受信する信号のＳＮＲが改善され、ＭＲＩ出力像の品質の増加及び／又は検体９９のスキャンに要求される時間の低減が可能となり、これらのそれぞれが既存のＭＲＩ技術に比べた改善を示すことを発見した。異常特性に起因して、共振器アレイ３００及び／又はその共振器３０１はメタマテリアルと見なされることもある。しかし、これは、共振器アレイ３００及び／又はそのユニットセル３０１が負の屈折係数、負の誘電率及び／又は負の透磁率を有することを要求しない。種々の実施形態において、共振器アレイ３００及び／又はそのユニットセル３０１は、正の屈折係数、正の誘電率及び／又は正の透磁率を有することができる。

例えば、図２Ａには、共振器アレイ３００無しの従来のＭＲＩ技術を使用したＭＲＩスキャンの結果が示されている。当該結果を得るため、発明者らは、１．５ＴＭＲＩマシンのボア１０２内の９個の位置（図２Ａの番号１〜９）での信号強度と、当該ＭＲＩマシンの３個の位置（番号１０〜１２）での雑音とを測定した。次いで、発明者らは、雑音測定の平均を計算し、さらに、この雑音測定の平均に対する各信号測定のＳＮＲを計算した。結果を以下に示すが、３３．２から３９．０までにわたるＳＮＲが見られる。当該結果を「ベースライン」ＳＮＲと称することもある。

当該結果に対して、図２Ａ、図２Ｂ及び図２Ｃにはそれぞれ、ヘリカル共振器５００（例えば図５Ａから図５Ｃ）であるユニットセル３０１を有する共振器アレイ３００を備えた同じ１．５ＴＭＲＩマシンを使用した、同じ９個の位置でのＭＲＩスキャンの結果が示されている。当該結果を得るため、発明者らは図２Ａに即して上述した方式で信号と雑音とを測定したが、著しく改善されたＳＮＲが得られている。

図２Ｂの実施形態においては、ＳＮＲはベースラインＳＮＲよりもかなり大きかった。当該結果を以下に示すが、６８．４から２７７．３までにわたるＳＮＲが見られる。図２Ｂの位置１のＳＮＲと図２Ａの位置１の結果とを比較すると、（３３．２のベースラインＳＮＲから２７７．３の改善されたＳＮＲへの）ＳＮＲの大きな増加が示されている。

図２Ｃの実施形態においては、図２Ｂの形成に使用されるアレイとは異なる周期性（すなわち、異なる相互間隔）を有するユニットセル３０１を有するアレイ３００を使用した。当該実施形態でも、ベースラインＳＮＲよりかなり高いＳＮＲが同じ９個の位置で形成された。当該結果を以下に示すが、４６．２から４０１．５までにわたるＳＮＲが見られる。図２Ｃの位置１のＳＮＲと図２Ａの位置１の結果とを比較すると、（３３．２のベースラインＳＮＲから４０１．５の改善されたＳＮＲへの）ＳＮＲの大きな増加が示されている。

一般に、共振器アレイ３００は、検体から放出された信号のＳＮＲを増加させる。所与のＭＲＩマシンにおいては、共振器アレイを使用していないＭＲＩマシンが受信した信号のＳＮＲに対し、共振器アレイ３００の実施形態により、こうした信号のＳＮＲが、少なくとも４５．６，５０，６０，９５，１００，１２０，１５０及び／又は少なくとも１９３．４、又は、４５から４０１までの間の任意の点へ増加される。

共振器アレイ
共振器アレイ３００の例示の一実施形態が、図３Ａ及び図３Ｂに概略的に示されている。当該実施形態のアレイ３００は、１６個のユニットセル３０１を４×４のアレイで含むが、他の実施形態として、より多くの又はより少ないユニットセル３０１を使用可能であり、また、例えば正方形状、ハニカム状（図３Ｃ）又は長方形状の種々の配置で配置可能である。

各ユニットセル３０１は「共振器」と称されることもある。なぜなら、これは、印加された電磁信号、例えば、ＭＲＩマシン１００が検体９９に印加した信号、及び／又は、ＭＲＩマシン１００内でユニットセル３０１が検体９９から受信した信号に応答して共振するように構成されているからである。例えば、各ユニットセルは、インダクタンス（Ｌ）及びキャパシタンス（Ｃ）を有することができ、したがって、電気技術分野で公知のＬＣ共振器と同様に共振する。各ユニットセル３０１は、図４Ａに即して説明するように、共振周波数及びＱを有する。

図４Ａには、共振デバイスの品質係数が図示されている。共振ユニットセルは、部分的に、「Ｑ係数」又は単に「Ｑ」と称されることのあるその品質係数によって特徴づけ可能である。ユニットセルのＱ係数はその共振特性の尺度量である。

例えば、ユニットセル３０１は、１つ又は複数の周波数のエネルギを含み得る電磁エネルギを有する、ＭＲＩマシン１００内で検体９９の原子から放出された電磁信号又はＭＲＩマシン自体からの電磁信号を受信することができる。当該エネルギは、電気技術分野のＬＣ回路から公知の方式で、ユニットセル３０１において共振する。

理想的には、当該エネルギはユニットセルの共振周波数ｆ_０（４０１）で共振するが、図４Ａの曲線スペクトルに示したように、ユニットセル３０１はより低い周波数でも幾分かは共振し得る。最大エネルギは、振幅Ａ１で表される周波数ｆ_０（４０１）で発生可能であり、これは中心周波数とも称され得る。他の周波数においては、エネルギは、さらに図４Ａに概略的に示したように、中心周波数４０１でのエネルギより低くなる。中心周波数４０１を上回る幾分かの周波数４０２（上方３ｄＢ周波数として知られる）及び中心周波数を下回る他の周波数４０３（下方３ｄＢ周波数として知られる）で、共振信号のエネルギは中心周波数４０１でのエネルギの１／２である。図４Ａのスペクトル４００は、ユニットセル３０１内で共振するエネルギの幾分かが、点４０５に示されている基底雑音を上回ることを示している。

この場合、ユニットセル３０１のＱは、中心周波数（ｆ_０）を、上方３ｄＢ周波数と下方３ｄＢ周波数との差（Δｆ又はデルタｆ）で除算した比として定義されている。図４Ａにおいては、Ｑは、上方３ｄＢ周波数４０２と下方３ｄＢ周波数４０３との周波数差４１０で除算された中心周波数４０１である。このように、Ｑは無次元のパラメータである。

動作中に、ユニットセル３０１は、検体９９の１つ又は複数の原子から、ＭＲＩマシンの作業周波数又はその近傍の周波数を有する電磁エネルギ（例えばＲＦエネルギ）のパケットを受信することができる。例えば、好ましい実施形態においては、ＭＲＩマシンの作業周波数の±５％（境界値含む）以内の周波数を有する電磁エネルギが、ＭＲＩマシンの作業周波数又はその近傍の周波数として定義される。所定の時間にわたって（例えばＭＲＩマシンの動作中）、各ユニットセル３０１は電磁エネルギの多数のパケットを受信し、そのエネルギの合計を蓄積する。ユニットセル３０１のＱが高くなるにつれ、ユニットセル３０１が受信したエネルギを蓄積する際の効率も高くなる。

加えて、ユニットセル３０１が共振すると、受信された電磁エネルギの磁場成分が増幅され、受信された電磁エネルギの信号雑音比が増加する。このように、各ユニットセル３０１は、（設けられている場合）近傍に存在し得る他のユニットセルに関係なく個々に共振することができ、さらに、受信された電磁エネルギの磁場成分を幾分か増幅することができる。

しかし、発明者らは、個々のユニットセル３０１の利用性にいくつかの限界を発見した。第１に、単一のユニットセル３０１は、受信された電磁エネルギの磁場成分を増幅する能力が制限されている。第２に、ユニットセル３０１は、ＭＲＩマシン１００に良好に適合しない共振周波数を有することがあり、この場合、受信された電磁エネルギの磁場成分を増幅する能力は適合する場合よりも非効率となる。第３に、個々のユニットセル３０１の共振周波数及び／又はＱは、少なくともユニットセル３０１を分解及び再組立しないかぎり、変更不能である。

また、発明者らは、ユニットセル３０１のアレイ３００が、これを構成するユニットセル３０１の特性の単なる集合体とは異なる特性を有することも発見した。言い換えれば、共振器アレイ３００は、相乗効果を呈する。

例えば、ユニットセルアレイ３００は、受信された電磁エネルギの磁場成分の均一な増幅を提供する（例えば図５Ｄ及びその説明を参照）。

加えて、アレイ３００の共振周波数は、これを構成するユニットセル３０１の共振周波数とそれぞれ同一でないことがある。むしろ、ユニットセル３０１は、アレイ３００の共振周波数を形成するために相互に結合されているのである。このため、好ましい実施形態においては、ユニットセル３０１は相互に磁気的に結合され、相互に有線接続されない。

さらに、アレイ３００の共振周波数は、アレイ３００内のユニットセル３０１の間隔を適応化することにより、同調可能である。

加えて、アレイ３００は、その共振特性を大幅に変化させずに、その内部に既存のユニットセル３０１と同じ周期性（すなわち、Ｘ方向ピッチ３１０及び／又はＹ方向ピッチ３１１）でユニットセル３０１を自身に追加可能なモジュラ式である。アレイ３００内に既存のユニットセル３０１と同じ周期性でユニットセル３０１をアレイ３００に追加することは、アレイ３００のユニットセル３０１の周期性の変化と同様に、アレイの共振特性を変化させない。こうした方式でのユニットセルの追加は、例えば、より大きな検体９９又は検体９９のより大きな部分をイメージングすべく、アレイ３００の寸法の増加のために所望されることがある。

同様に、所与の周期性でアレイ３００内に既存のユニットセル３０１は、アレイ３００の共振特性を大幅に変化させることなくアレイ３００から除去可能である。ユニットセル３０１をアレイ３００から所与の周期性で除去することは、アレイ３００のユニットセル３０１の周期性の変化と同様に、アレイの共振特性を変化させない。ユニットセルの除去は、例えば、より小さな検体９９又は検体９９のより小さな部分をイメージングすべく、ＭＲＩマシン１００のボア１０２内にはめ込まれるアレイの寸法低減のために所望されることがある。

共振器アレイ３００は、ＭＲＩマシン１００の作業周波数又はその近傍に共振周波数を有する（すなわち、アレイの共振周波数がＭＲＩマシン１００の作業周波数の±５％（境界値含む）以内となる）ように構成されている。例えば、１．５テスラ（すなわち、１．５Ｔ）ＭＲＩマシンの作業周波数（又は「動作周波数」）は約６４ＭＨｚ（本開示の目的の無線周波数である）であり、３テスラ（すなわち、３Ｔ）ＭＲＩマシンの作業周波数は約１２８ＭＨｚ（本開示の目的の無線周波数である）である。

共振器アレイ３００の共振周波数は、アレイ３００のユニットセル３０１の周期性（間隔）によって、また、個々のユニットセル３０１の共振周波数によって、部分的に決定される。図３Ａ及び図３Ｂの図示の共振器アレイ３００においては、共振器が均等な間隔で配置されている。各ユニットセル３０１は、Ｘ軸での３７．３３ｍｍのＸ方向ピッチ３１０の次元と、Ｙ軸での３７．３３ｍｍのＹ方向ピッチ３１１の次元とによって分離されている。こうした構成においては、共振器アレイ３００の共振周波数４６３は、ＭＲＩマシン１００の作業周波数４５２にセンタリングされている。一般に、ＭＲＩマシンの作業周波数４５２と共振器アレイ３００の共振周波数との差は、ＭＲＩマシンの設計者又は操作者によって規定可能である。好ましい実施形態においては、共振器アレイ３００の共振周波数は、ＭＲＩマシンの作業周波数４５２の±５％（境界値含む）以内にある。

大きな周期性（すなわち、大きなＸ方向ピッチ３１０及びＹ方向ピッチ３１１）においては、共振器アレイ３００の共振周波数は低下し、小さな周期性（すなわち、小さなＸ方向ピッチ３１０及びＹ方向ピッチ３１１）においては、共振器アレイ３００の共振周波数は増加する。図４Ｂには、共振器アレイ３００の周期性と共振器アレイ３００の周波数応答との関係がＭＲＩマシンの作業周波数４５２に対して図示されている。曲線４６２により、ＭＲＩマシン１００の作業周波数４５２に同調されたアレイ３００の共振が点４６３に共振周波数を有することが概略的に示されている。対して、曲線４６０により、ＭＲＩマシン１００の作業周波数４５２より僅かに低い周波数４５０に同調されたアレイ３００の共振が点４６１に共振周波数を有すること、曲線４６４により、ＭＲＩマシンの作業周波数４５２より僅かに高い周波数４５４に同調されたアレイ３００の共振が点４６５に共振周波数を有することが概略的に示されている。

その結果、共振器アレイ３００の共振周波数は、所与のＭＲＩマシン又はアプリケーションでの必要又は所望の通りに調整可能及び確定可能である。例えば、発明者らは、アレイ３００の近傍に軟組織が存在すると、アレイ３００を包囲する領域の誘電率が変化し得ることを認識している。こうした誘電率の変化がＭＲＩマシン１００又は共振器の動作に干渉したり又はこれを劣化させたりする場合、共振器アレイ３００のユニットセル３０１の間隔を変化させることにより、共振器アレイ３００の共振周波数を調整可能である。

ヘリカルユニットセル
ヘリカル共振器５００の形態のユニットセル３０１の例示の一実施形態５００が図５Ａ及び図５Ｂ及び図５Ｃに概略的に示されている。共振器５００は、低誘電性のコア５２０を取り巻くヘリカル導体５１０を含む。

ヘリカル導体５１０は、銅であってよく、コアの周の連続する各ターン（５１３）（又は「ループ」）がギャップ５１５によって前方のターンから分離されるように、コア５２０の周に巻回されている。

ユニットセル３０１は、インダクタンス（Ｌ）及びキャパシタンス（Ｃ）の双方を有する。インダクタンスはコイル状導体５１０から生じ、キャパシタンスは導体５１０の連続するターン５１３間のギャップ５１５において生じる。その結果、ユニットセル３０１の共振周波数は、導体５１０のターン５１３の数とターン５１３間のギャップ５１５の次元とによって少なくとも部分的に決定される。したがって、設計者は、コイル状導体５１０の特性（例えばターン５１３の数及び／又はギャップ５１５）及び／又は誘電定数（ｋ）及び／又はコア５２０の損失角の規定によってインダクタンス及びキャパシタンスを確定することにより、所望のアプリケーションに適合するようにユニットセル３０１の共振特性を確定することができる。さらに、ユニットセル３０１のアレイ３００の共振周波数は、例えば導体５１０のターン５１３の数の増減により、及び／又は、導体５１０のターン５１３間のギャップ５１５の増減により、ユニットセル３０１の共振特性を規定する又は適合化することで、同調可能である。

いくつかの実施形態においては、導体５１０は、それ自体重なり合わないが、他の実施形態においては、導体５１０の種々の領域間に直接の電気的接触が存在しないかぎり、導体５１０がそれ自体重なり合ってもよい。例えば、導体５１０は、電気絶縁性コーティング５１２を含む場合、それ自体が重なり合ってもよい。

図５Ｃには、導体５１０を有さないコア５２０が概略的に示されている。いくつかの実施形態においては、コア５２０の外面５２３は、導体５１０を受容してそのヘリカル形状を定義するヘリカル溝５３０を含む。

導体５１０の端部５１１は、相互にも、又は、他の導体にも、又は、他の共振器の導体５１０にも、接続されない。その結果、導体５１０は、開ループ共振器又は開ループコイル又は開ループヘリカル共振器とも称され得る。

好ましい実施形態においては、コア５２０は、低誘電定数（ｋ）及び小さい損失角を有する。例えば、コア５２０は、誘電定数３（ｋ＝３）の材料、例えばポリビニルクロリド（「ＰＶＣ」）から形成可能である。ここで使用しているように、１５より低い誘電定数（相対誘電率）が「低誘電定数」（又は「低相対誘電率」）とされ、１５以上の誘電定数（相対誘電率）が「高誘電定数」（又は「高相対誘電率」）とされる。

ただし、いくつかの実施形態でのコア５２０は、可能であればユニットセル３０１の他の特性の調整によって同等の共振特性を維持しつつ、ユニットセル３０１の寸法を低減するため、３より大きい誘電定数を有することができる。例えば、発明者らは、図５Ｇ及び図５Ｈ及び図５Ｉに概略的に示したように、２０℃で約８０の誘電率を有する水を用いて実験を行った。ユニットセル５００をシャーレ５６０に配置し、網分析装置に結合された結合ループ５６１によって包囲した。シャーレ５６０が空気のみで満たされている場合、ユニットセル５００は、図５Ｉに点５６７で示したように６３ＭＨｚの共振周波数を有する。しかし、コア５２０の約１０パーセント（１０％）を満たす水がシャーレに含まれる場合（１０％の水面５６６）、図５Ｉに点５６８で示したように、ユニットセル５００は５５ＭＨｚの共振周波数を有する。コア５２０の約２０パーセント（２０％）を満たす水がシャーレに含まれる場合（２０％の水面５６６）には、図５Ｉに点５６９で示したように、ユニットセル５００は３９ＭＨｚの共振周波数を有する。結果として、所与のユニットセル５００内に空気の誘電率よりも高い誘電率を有する材料が含まれると、ユニットセル５００の共振周波数が低下することが理解可能である。逆に、所与の共振周波数を有するユニットセル５００を形成するために、ユニットセル５００は、当該ユニットセル５００の内部５０３が例えば８６から１７３の比較的高い相対誘電率を有する場合には、そのコア５２０内に空気を含むユニットセル５００に比べて、より小さく（例えばより少ないターン５１３を有するように）形成することができる。例えば、いくつかの実施形態には、８６から１７３の誘電率を有するコアが含まれる。いくつかの実施形態においては、相対誘電率は１７３より大きくてもよい。こうしたいくつかの実施形態には、二酸化チタンから形成されたコア５２０が含まれる。

いくつかの実施形態においては、コア５２０が排除され、ヘリカル状（例えば図５Ｂを参照）に固定された導体５１０が含まれる。当該実施形態においては、空気中で、ヘリカルコイル５１０内の容積が１近傍（ｋ＝１）の空気の誘電定数を有する。

ヘリカル共振器５００の特性は、当該ヘリカル共振器５００が使用されるＭＲＩマシンのタイプによって決定可能である。図５Ａの実施形態においては、コア５２０は、外径５２２及び内径５２１及び高さ５２５を有する中空円筒状である。ただし、当該形状及び当該次元は各実施形態の限定ではなく、いくつかの例を挙げるに過ぎないが、正方形状又は三角形状の断面を有する形状を含む他の中実又は中空の形状も使用可能である。ヘリカル共振器５００の図示の実施形態の特性は、１．５ＴＭＲＩマシン及び３ＴＭＲＩマシンに対して、以下のように与えられる。

共振器アレイの動作
動作中に、共振器アレイ３００は、例えば図１Ａ、図１Ｂ、図１Ｃ及び図１Ｄに概略的に示したように、ＭＲＩマシン１００内の検体９９上又はその近傍に配置される。

共振器アレイ３００は、ＭＲＩマシン１００の作業周波数４５２又はその近傍で共振し、これにより、検体９９から放出されたＲＦ信号の磁場強度を増加させる。このようにして、ＲＦ信号のＳＮＲが増加される。

共振器アレイ３００は、ＭＲＩマシン１００による検体９９への信号送信中に、及び、検体９９からＭＲＩマシンへの無線周波数エネルギの受信中に、無線周波数エネルギの磁場成分を増加させる。

例えば、図５Ｄには、ユニットセル３０１がヘリカル共振器５００である共振器アレイ３００の一実施形態において、ユニットセル３０１の（例えばＺ軸での）上部３０２上方の種々のレベルでの磁場強度が図示されている。図５Ｅには、上記アレイ３００の中心点での磁場増強比がユニットセル３０１の中央部３０３からの距離の関数として図示されており、当該増強がユニットセル３０１の中央部３０３近傍で最大となり、ユニットセルの中央部３０３から離れるにつれて低下することが示されている。図５Ｄによれば、磁場増強が共振器アレイ３００を横断して実質的に均一であることに注意されたい。ヘリカル共振器５００においては、磁場増強は、ヘリカル共振器５００の自己共振周波数と磁場の励起周波数との重複に起因して生じる。

有益なことに、共振器アレイ３００はまた、電場の形成を実質的に回避するか又は当該ＲＦ信号の電場成分の増加を最小化する。例えば、共振器５００の一方端部５０１に生じる電場は、他方端部５０２での電場をほぼ完全に相殺する。また、種々の実施形態において、当該ＲＦ信号の電場成分の増加は、当該ＲＦ信号の磁場成分の増加より小さい。このことは、例えば電場が検体に火傷を生じさせることがあるので、検体の安全性にとって有益である。特に、ヘリカル共振器５００はＲＦ信号の電場に結合されないように構成されており、これにより、ヘリカル共振器５００及びアレイ３００によるＲＦ信号の電場成分の増幅が緩和される。

図５Ｆには、ユニットセルの導体５１０の端部５１１間に電気的に結合された付加的な固定リアクタンス５５０を含むヘリカル共振器５００の一代替実施形態が概略的に示されている。付加的なリアクタンス５５０は、導体５１０のインダクタンス及び／又はキャパシタンスに加えて設けられている。付加的なリアクタンス５５０は、キャパシタンス（Ｃ）又はインダクタンス（Ｌ）であってよい。実用上、付加的なリアクタンス５５０は、ヘリカル共振器５００の他の構造のキャパシタンス又はインダクタンスと相互作用する。例えば、ヘリカル共振器５００の共振周波数は１／√（ＬＣ）によって特徴づけられているので、インダクタ（Ｌ）が付加的なリアクタンス５５０に含まれることにより、上述したのと同じ共振特性を有するもののターン５１３の数がより少ない及び／又は巻線の直径５２１がより小さいヘリカル導体５００が形成される。同様に、キャパシタ（Ｃ）が付加的なリアクタンス５５０に含まれることにより、上述したのと同じ共振特性を有するもののヘリカル導体５１０からより小さいキャパシタンスしか要求しないヘリカル導体５００が形成される。

ＢＣ‐ＳＲＲユニットセル
ブロードサイド結合型スプリットリング共振器６００（「ＢＣ‐ＳＲＲ」）の形態のユニットセル３０１の一実施形態が、図６Ａに概略的に示されている。ＢＣ‐ＳＲＲ共振器６００は、２個の「Ｃ字」状スプリットリング共振器６１０，６２０を含み、各共振器がギャップ６１１，６２１をそれぞれ画定している。スプリットリング共振器６１０，６２０は、図６ＡのＸ‐Ｙ平面において相互に平行に配置されており、交差したり又は相互に物理的に接触したりしていない。図６Ａに示したように、スプリットリング共振器６１０，６２０は、そのギャップ６１１，６２１が対角線上で相互に向かい合うように（すなわち、相互に１８０°の位置にあるように）配置されている。ＢＣ‐ＳＲＲユニットセルは、ギャップ６１１，６２１が相互に１８０°の位置にない場合にも良好に共振するが、１８０°の位置での配置によって最小の電場が生じることを発明者らが発見しているので、当該１８０°の位置での配置が好ましい配置である。上方のスプリットリング共振器６１０はＢＣ‐ＳＲＲ６００の上面６０１を画定しており、相応にＢＣ‐ＳＲＲ６００の下面６０２も画定されている。

ＢＣ‐ＳＲＲユニットセル６００においては、ユニットセル６００の自己共振周波数と磁場励起の周波数との重複に起因して、磁場増強が生じる。ＢＣ‐ＳＲＲユニットセルは、励起された電気双極子が相殺を呈するように構成されており、これによりユニットセル３０１及びアレイ３００によるＲＦ信号の電場成分の増幅が緩和される。

図６Ｂから図６Ｄには、６４ＭＨｚ共振のために構成されたＢＣ‐ＳＲＲ６００の動作特性が概略的に示されている。

図６Ｂには、ＢＣ‐ＳＲＲ６００の単一のユニットセルのＸ‐Ｚ平面での断面における磁場（Ｂｚ）分布が概略的に示されており、図６Ｃには、ＢＣ‐ＳＲＲ６００の上面６０１から１０ｍｍ離れたＸ‐Ｙ平面における磁場分布が概略的に示されている。図６Ｄには、ＢＣ‐ＳＲＲ６００の上面６０１から１０ｍｍ離れた一点での磁場増強係数が概略的に示されている。当該実施形態においては、ＢＣ‐ＳＲＲ６００の一方端部（すなわち、上面６０１に近い側の端部）で生じた電場は、他方端部（すなわち、下面６０２に近い側の端部）での電場をほぼ完全に相殺する。

図６Ｅには、ＢＣ‐ＳＲＲユニットセル６００のアレイ３００が概略的に示されている。当該実施形態においては、ＢＣ‐ＳＲＲは、高誘電性基板６５０上にフォトリソグラフィによって作成されている。

共振器アレイ３００の実施形態は、リジッド又はフレキシブルのいずれであってもよい。例えば、図６ＥのＢＣ‐ＳＲＲ共振器のアレイ３００はリジッドであってよいが、図７Ａ及び図７Ｂのアレイ３００はフレキシブルである。図７ＡのＢＣ‐ＳＲＲアレイ３００はフレキシブル基板７００を有するが、これは、図７Ａに示したように、例えば検体９９の四肢７９９の周囲に巻回することもできる。同様に、ヘリカル共振器５００のアレイ３００は、フレキシブル基板７００を有し、検体９９のボディの所定部分の輪郭に適合化可能であり、又は、円錐状に成形可能である。

いくつかの実施形態においては、ＭＲＩマシン１００から検体９９への無線周波数エネルギの送信中でなく、検体からＭＲＩマシンへの無線周波数信号の送信中のみに、無線周波数エネルギの磁場成分を増加させることが所望され得る。このために、いくつかの実施形態には、同調可能なアレイ３００及び同調可能なユニットセル３０１が含まれる。

図８Ａから図８Ｇには、同調可能なユニットセル３０１の実施形態が概略的に示されている。同調可能なユニットセル３０１を有するアレイ３００は、これを構成するユニットセル３０１を同調させることにより、同調可能である。

図８Ａには、同調可能なユニットセル３０１が概略的に示されている。同調可能なユニットセル３０１は、例えば、上述したヘリカルコイル５００又は上述したＢＣ‐ＳＲＲ６００をカプラ８０１と共に含むことができる。

カプラ８０１は、第１の状態及び第２の状態を含む少なくとも２つの電気状態（又は「インピーダンス」状態）を有しており、第１の状態でのカプラ８０１の導電率は、第２の状態でのカプラ８０１の導電率よりも低い。言い換えれば、カプラ８０１の電気インピーダンスは、第２の状態においてよりも第１の状態においてのほうが高い。ユニットセル３０１の共振特性は、カプラ８０１の状態に依存して変化する。

図８Ａの実施形態においては、カプラ８０１は、ヘリカルコイル（例えば５００）の２つの端部５１１間に電気的に結合されているが、以下に説明するように、いくつかの方式で１つ又は複数のユニットセルに結合することもできる。第１の状態においては、カプラ８０１のインピーダンスは、ユニットセル３０１の動作が上述したようになる充分な大きさを有する。しかし、第２の状態においては、カプラのインピーダンスはより低く、コイル５００の２つの端部５１１間に接続路を介した電気的接続が生じる。当該電気的接続によりヘリカルコイル５００の特性が変化してもはや共振しなくなるか又はその共振周波数がＭＲＩマシンの作業周波数４５２から離れた周波数へシフトする。一般に、カプラ８０１が第２の状態にある場合、ＭＲＩマシンの作業周波数４５２とヘリカルコイルの共振周波数との差は、ＭＲＩマシンの設計者又は操作者により規定可能である。例えば、好ましい実施形態においては、ヘリカルコイル５００の共振周波数は、カプラ８０１が第２の状態にある場合、（共振が起こるのであれば）ＭＲＩマシンの作業周波数４５２から少なくとも±１５％異なるように、及び／又は、カプラ８０１が第１の状態にある場合、共振周波数から少なくとも±１５％異なるように、変化する。その結果、カプラ８０１の状態の変化により、ユニットセル３０１の共振特性も変化する。一般に、ユニットセル３００（当該例においてはヘリカルコイル５００）の共振周波数が、ＭＲＩマシンの作業周波数４５２から少なくとも±１５％異なり、及び／又は、カプラ８０１が第１の状態にある場合の共振周波数から少なくとも±１５％異なるとき、当該ユニットセルは「有効に非共振である」といえる。

さらに、こうしたユニットセル３０１のアレイ３００においては、カプラ８０１の状態の変化により、アレイ３００の動作特性が変化する。例えば、カプラ８０１が第１の状態にある場合、各ユニットセル３０１及びこうしたユニットセル３０１のアレイ３００は、図３Ａから図３Ｃ、図４Ａから図４Ｂ、図５Ａから図５Ｆ及び図６Ａから図６Ｅに即して上述したように動作する。カプラ８０１が第２の状態にある場合、アレイ３００の共振特性は、アレイ３００が形成する磁場の増幅が低下するように変化する。実質的に、各ユニットセル３０１及びアレイ３００は、カプラ８０１を第１の状態で配置することにより「同調オン」可能であり、カプラ８０１を第２の状態で配置することにより「同調オフ」可能である。種々のカプラ８０１、ユニットセル３０１の構成及びアレイ３００の構成を以下に説明する。一般に、カプラ８０１は、非線形の材料又は非線形のデバイスとも称され得る。

図８Ｂには、ＢＣ‐ＳＲＲ６００のアレイ３００が概略的に示されている。各ＢＣ‐ＳＲＲユニットセルは少なくとも１個のカプラ８０１を含み、いくつかの実施形態においては、２個以上のカプラ８０１を含む。図８Ｂのカプラ８０１は、半導体パッチ８１０とも称される。半導体パッチ８１０は、例えば、ＭＲＩマシン１００からのＲＦエネルギに応答し、ただし検体９９からの信号の一般に格段に低量のＲＦエネルギには応答せずに、そのインピーダンスを変化させるドープトシリコンであってよい。半導体パッチは非線形であるとも称され得る。

図示の実施形態においては、半導体パッチ８１０の半導体材料は、いくつかの例を挙げるに過ぎないが、ＧａＡｓ、ＩｎＡｓ又はＩｎＳｂであってよい。好ましい実施形態においては、半導体材料としてＧａＡｓが使用される。ドープ無しの真因性のＧａＡｓは、２．１^＊１０^６ｃｍ^−３の電荷担体密度を有する。

半導体の特性は、ドープによって調整される。ドープは半導体分野で公知である。図示の実施形態においては、ＧａＡｓは３^＊１０^７ｃｍ^−３の電荷担体密度を有するようにドープされている。

図示の実施形態においては、半導体パッチ８１０は、ドープされた半導体（例えば上記のようにドープされたＧａＡｓ）の２インチウェハ又は４インチウェハ（０．５ｍｍ厚さ）から準備可能である。ウェハは寸法３ｍｍ×５ｍｍのパッチへダイシングされ、当該パッチ上に、半導体技術で公知の方式により、例えば２^＊１０^−６ｍのマイクロメートル寸法のギャップで、２個の電極がパターニングされる。

図８Ａに概略的に示したように、半導体パッチ８１０は、ユニットセル３０１に電気的に結合されている（例えばはんだ付けされている）。交流磁場（例えば無線周波数電磁信号）を印加することにより、マイクロメートル寸法のギャップに、ギャップでの衝突電離を励起する４００ｋＶ／ｃｍの高さの強電場を誘起することができる。

図示の実施形態においては、ＭＲＩマシン１００がこうした交流磁場（例えば無線周波数電磁信号）を印加しない場合、半導体パッチ８１０の導電率は約１^＊１０^−７（Ωｃｍ）^−１である（図示の実施形態においては、１０^７ｃｍ^−３までの電荷担体密度である）。対して、ＭＲＩマシン１００が上述したように刺激を印加する場合、半導体パッチ８１０のドープされたＧａＡｓの導電率は約２０（Ωｃｍ）^−１まで増加し（図示の実施形態においては、１０^１８ｃｍ^−３までの電荷担体密度である）、ここで説明しているユニットセル３０１の共振周波数シフトが得られる。

ドープされた半導体パッチ８１０を例として用いると、ＭＲＩマシン１００によるＲＦエネルギの送信中に、ＢＣ‐ＳＲＲ６００のギャップ又は金属巻線５００内部での電場はきわめて高くなり、ドープトシリコン製の半導体パッチ８１０の電荷担体密度は、こうしたＲＦエネルギが無い場合に比べて格段に高いレベルまで励起される。この状態においては、ドープトシリコン製の半導体パッチ８１０を導体として扱うことができる。その結果、ＭＲＩマシン１００によるＲＦエネルギの送信中に、ユニットセル３０１の共振周波数は、ＭＲＩマシン１００が送信するＲＦエネルギの周波数から偏差する。

対して、ユニットセル３０１による、患者９９からのＲＦ信号の受信中（これはＭＲＩマシン１００がＲＦエネルギを送信していない場合に発生する）、上述した電場強度は格段に低くなり、ドープトシリコン製の半導体パッチ８１０は有効な導体とならない。その結果、各ユニットセル３０１の共振周波数はＭＲＩマシン１００の作業周波数４５２に整合されたままとどまり、ドープトシリコン製の半導体パッチ８１０は絶縁体として機能する。

半導体パッチ８１０は、ＢＣ‐ＳＲＲ６００の第１のＳＲＲ６１０の第１のギャップ６１１内に配置されており、ＭＲＩマシン１００からのＲＦエネルギに応答してその状態を変化させる。より具体的には、ＭＲＩマシン１００からのＲＦエネルギが無ければ、半導体パッチ８１０は第１の状態（高インピーダンス）にあり、ＢＣ‐ＳＲＲ６００は、図６Ａから図６Ｅに即して上述したようにふるまう。しかし、ＭＲＩマシンがＲＦエネルギを送信すると、半導体パッチ８１０はそのインピーダンスを第２の状態（低インピーダンス）へ変化させ、これにより第１のギャップ６１１の向かい合う端部６１２，６１３を電気的に結合し、これによりＢＣ‐ＳＲＲ６００の物理共振特性が変化し、これにより上述したようにアレイ３００の動作特性が変化する。

いくつかの実施形態においては、ＢＣ‐ＳＲＲ６００のＳＲＲ６１０，６２０のそれぞれは、各ユニットセル３０１及びアレイ３００の特性をさらに変化させるため、上述した半導体パッチ８１０を含む。

図８Ｃには、ヘリカルユニットセル５００のアレイ３００が概略的に示されている。当該実施形態においては、半導体パッチ８１０は、隣接するユニットセル３０１の各端部５１１間に結合されており、好ましくは、ヘリカルコイル自体が例えばヘリカルターン５１３によって取り巻かれる場合、内部８０２内に配置されている。当該構成においては、ＭＲＩマシン１００からのＲＦエネルギが無ければ、半導体パッチ８１０は第１の状態（高インピーダンス）にあり、共振器５００は図５Ａから図５Ｆに即して上述したようにふるまう。しかし、ＭＲＩマシンがＲＦエネルギを送信すると、半導体パッチ８１０はそのインピーダンスを第２の状態（低インピーダンス）へ変化させ、したがって、隣接するユニットセル３０１が相互に結合されて、これにより上述したようにアレイ３００の動作特性が変化する。

図８Ｄ及び図８Ｅには、カプラ８０１がスイッチ８２０であるカプラ８０１の代替実施形態とこうしたカプラ８０１を有するアレイ３００の代替実施形態とが概略的に示されている。当該実施形態のユニットセル３０１は制御信号８２１に応答する（したがって、ＭＲＩマシン１００又はそのコントローラ１４０と制御通信するということができる）が、アレイ３００のそれぞれは、磁場の増幅及び検体９９からの信号のＳＮＲの増加のために外部エネルギの入力を必要としない受動性のものと見なすことができる。

図８Ｄにおいては、各ＢＣ‐ＳＲＲ６００の少なくとも１つのＳＲＲ６１０が、ギャップ６１１内に配置されたスイッチ８２０を有する。ＭＲＩマシン（例えばコントローラ１４０）からの制御信号８２１は、スイッチ８２０をその第１の状態（高インピーダンス）と第２の状態（低インピーダンス）との間で変化させ、したがって、第１のギャップ６１１の向かい合う端部６１２，６１３を電気的に結合する。当該２つの状態は、ＢＣ‐ＳＲＲ６００の共振特性を変化させ、これによりアレイ３００の動作特性が図８Ｂに即して上述したように変化する。いくつかの実施形態においては、ＢＣ‐ＳＲＲ６００のＳＲＲ６１０，６２０のそれぞれは、上述したように、各ユニットセル３０１及びアレイ３００の特性をさらに変化させるスイッチ８２０を含む。

図８Ｅには、ヘリカルユニットセル５００のアレイ３００が概略的に示されている。当該実施形態においては、スイッチ８２０は隣接するユニットセル３０１の各端部５１１間に結合されている。ＭＲＩマシンからの制御信号８２１は、スイッチ８２０を、その第１の状態（高インピーダンス）と第２の状態（低インピーダンス）との間で変化させる。当該２つの状態は、ヘリカルセル５００の共振特性を変化させ、これにより図８Ｃに即して上述したようにアレイ３００の動作特性が変化する。

図９は、検体９９を磁気共鳴イメージングする方法の一実施形態のフローチャートである。ステップ９０１においては、ボア１０２及び作業周波数を有するＭＲＩマシン１００を準備することが要求される。ＭＲＩマシン１００は、例えば６４ＭＨｚの作業周波数を有する１．５テスラＭＲＩマシン又は１２８ＭＨｚの作業周波数を有する３テスラＭＲＩマシンであってよい。

ステップ９０２はボア１０２内に検体を配置することを含み、ステップ９０３は、ユニットセル３０１のアレイ３００を検体と共にボア内に配置することを含む。ステップ９０２，９０３は相互に任意の順序で実行可能であることに注意されたい。

好ましい実施形態においては、アレイ３００は、ＭＲＩマシン１００が検体９９をイメージングする際に、ＭＲＩマシン１００のボア１０２内に検体９９と共に配置可能な寸法を有する。例えば、ユニットセル３０１のアレイ３００は、上述したアレイ３００のいずれであってもよい。

好ましい実施形態においては、アレイ３００の各ユニットセル３０１は共振周波数を有し、アレイ３００は、ＭＲＩマシン１００の作業周波数又はその近傍に共振周波数を有する。

ステップ９０４においては、本方法は、当該分野に公知の方式でＭＲＩマシンにより検体９９のイメージングを行う。

いくつかの実施形態においては、ステップ９０４はさらに、ＭＲＩマシンが電磁（例えば無線周波数）刺激を検体９９に印加しない場合にカプラ８０１が第１の状態（高インピーダンス）にあるように制御し、ＭＲＩマシンがこうした刺激を検体に印加する場合にカプラ８０１が第２の状態（低インピーダンス）にあるように制御することを含む。例えば、カプラ８０１がスイッチ８２０である場合、ステップ９０４は、スイッチ８２０をコントローラ１４０からの制御信号８２１により上述したように制御することを含み得る。他の例として、カプラ８０１が半導体パッチ８１０である場合、ステップ９０４は、ＭＲＩマシン１００からの電磁刺激を抑制することにより半導体パッチ８１０を第１の状態（高インピーダンス）とし、ＭＲＩマシン１００からの電磁刺激を印加することにより半導体パッチ８１０を第２の状態（低インピーダンス）とするように制御することを含み得る。当該実施形態においては、カプラ８０１は、ＭＲＩが電磁刺激を検体に印加しない場合に高インピーダンス状態となり（さらにユニットセル３０１が共振し）、ＭＲＩがこうした電磁刺激を検体に印加する場合に低インピーダンス状態となる（こうしてユニットセル３０１が有効に非共振となる）。

上述した本発明の各実施形態は、単なる例示を意図しており、当該分野の技術者にとっては、多数の変形形態及び修正形態が明らかであろう。こうした変形形態及び修正形態の全てが、添付の特許請求の範囲のいずれかに定義された本発明の観点に入ることが意図されている。

以下はここで使用している参照番号のリストである。

９９検体
１００ＭＲＩマシンの断面
１０１架台
１０２ＭＲＩマシンのボア
１１０主フィールドコイル
１２０ボディコイル
１３０検体コイル
１４０ＭＲＩマシンのコントローラ
１５０コンピュータ
１５１コンピュータの通信リンク
３００共振器アレイ
３０１ユニットセル
３０２ユニットセルの上部
３０３ユニットセルの中央部
３１０Ｘ方向ピッチ
３１１Ｙ方向ピッチ
４００共振器の応答
４０１中心周波数
４０２上方３ｄＢ点
４０３下方３ｄＢ点
４０５雑音レベル
４１０周波数差
４５０ＭＲＩマシンの作業周波数を下回る周波数
４５２ＭＲＩマシンの作業周波数
４５４ＭＲＩマシンの作業周波数を上回る周波数
４６０ＭＲＩマシンの作業周波数を下回る周波数に同調されたアレイの共振応答
４６１ＭＲＩマシンの作業周波数を下回る周波数に同調されたアレイの共振周波数
４６２ＭＲＩマシンの作業周波数に同調されたアレイの共振応答
４６３ＭＲＩマシンの作業周波数に同調されたアレイの共振周波数
４６４ＭＲＩマシンの作業周波数を上回る周波数に同調されたアレイの共振応答
４６５ＭＲＩマシンの作業周波数を上回る周波数に同調されたアレイの共振周波数
５００ヘリカル共振器
５０１共振器の上端部
５０２共振器の下端部
５０３共振器の内部
５１０導体
５１１導体の端部
５１２電気絶縁性被覆
５１３ターン
５１５導体のギャップ
５２０コア
５２１コア外径
５２２コア内径
５２３コア外面
５２５コア高さ
５３０溝
５５０付加的なリアクタンス
５６０シャーレ
５６１結合ループ
５６５水
５６６水面
５６７乾性の共振周波数
５６８水１０％の共振周波数
５６９水２０％の共振周波数
６００ＢＣ‐ＳＲＲ共振器
６０１ＢＣ‐ＳＲＲの上面
６０２ＢＣ‐ＳＲＲの下面
６１０第１のスプリットリング共振器
６１１第１のギャップ
６１２，６１３第１のギャップの向かい合う端部
６２０第２のスプリットリング共振器
６２１第２のギャップ
６５０高誘電性基板
７００フレキシブル基板
７９９検体の四肢
８０１カプラ
８０２ヘリカルコイルの内部
８１０半導体パッチ
８２０スイッチ

Claims

受信信号の信号雑音比を改善することにより、作業周波数によって特徴づけられるＭＲＩマシンの動作を改善する装置であって、当該装置は、
前記ＭＲＩマシンが検体をイメージングする際に、前記ＭＲＩマシンのボア内に検体と共に配置可能な寸法を有するユニットセルアレイを含み、
各ユニットセルは、共振周波数を有し、
前記アレイは、前記作業周波数又はその近傍に共振周波数を有し、
前記ユニットセルは、相互に結合されるように構成されており、
前記アレイは、前記ＭＲＩマシンによって測定された信号において、少なくとも５０の信号雑音比を形成する、装置。
前記ユニットセルは、低誘電定数の共振器である、
請求項１に記載の装置。
各ユニットセルは、ブロードサイド結合型スプリットリング共振器である、
請求項１に記載の装置。
前記アレイは、前記ユニットセル間の間隔を変化させることにより、共振周波数が同調可能となるように構成されている、
請求項３に記載の装置。
前記ユニットセルは、開ループコイルである、
請求項１に記載の装置。
前記ユニットセルは、所定の間隔によって相互に分離されたヘリカルコイルであり、
前記アレイは、前記ヘリカルコイル間の間隔を変化させることにより、共振周波数が同調可能となるように構成されている、
請求項１に記載の装置。
前記ユニットセルは、信号の磁場を増幅するが、信号の電場を増幅しないように構成されている、
請求項１に記載の装置。
前記アレイの共振周波数は、前記ＭＲＩマシンの作業周波数とは異なる、
請求項１に記載の装置。
各ユニットセルは、２つの端部を有するコイルを含み、各ユニットセルはさらに、前記２つの端部間に電気的に結合されたキャパシタを含む、
請求項１に記載の装置。
各ユニットセルは、２つの端部を有するコイルを含み、各ユニットセルはさらに、前記２つの端部間に電気的に結合されたインダクタを含む、
請求項１に記載の装置。
各ユニットセルは、
２つの端部を有するコイルと、当該２つの端部間に結合された制御可能な可変インピーダンスを有するカプラとを含み、
各ユニットセルは、前記カプラが第１のインピーダンス状態にある場合、第１の共振周波数を有し、前記カプラが第２のインピーダンス状態にある場合、第２の共振周波数を有する、
請求項１に記載の装置。
前記カプラは半導体パッチであり、当該半導体パッチは、
前記ＭＲＩマシンが送信したＲＦエネルギに応答して前記第１のインピーダンス状態から前記第２のインピーダンス状態への変化を行い、前記ユニットセルを有効に非共振とすべく、前記ユニットセルの共振周波数を前記ＭＲＩマシンの前記作業周波数から離れる方向へシフトさせるように構成されている、
請求項１１に記載の装置。
前記カプラはスイッチであり、当該スイッチは、
前記ＭＲＩマシンからの信号に応答して前記第１のインピーダンス状態から前記第２のインピーダンス状態への変化を行い、前記ユニットセルの共振周波数を前記ＭＲＩマシンの前記作業周波数から離れる方向へシフトさせるように構成されている、
請求項１１に記載の装置。
前記ユニットセルは、コアと、当該コアの周に巻回された開ループコイルとを含む、
請求項１に記載の装置。
検体を磁気共鳴イメージングする方法であって、
ボア及び作業周波数を有するＭＲＩマシンを準備することと、
前記ボア内に前記検体を配置することと、
前記ＭＲＩマシンが前記検体をイメージングする際に、前記ＭＲＩマシンの前記ボア内に検体と共に配置可能な寸法を有するユニットセルアレイを前記ボア内に前記検体と共に配置することであって、各ユニットセルは共振周波数を有し、前記アレイは前記作業周波数又はその近傍に共振周波数を有する、ことと、
前記検体のイメージングのために前記ＭＲＩマシンを動作させることと、
を含む、方法。
前記ＭＲＩマシンは、
（Ａ）６４ＭＨｚの作業周波数及び６４ＭＨｚの５％以内のアレイの共振周波数を有する１．５テスラＭＲＩマシン、又は、
（Ｂ）１２８ＭＨｚの作業周波数及び１２８ＭＨｚの５％以内のアレイの共振周波数を有する３テスラＭＲＩマシン
のいずれかである、
請求項１５に記載の方法。
受信信号の信号雑音比を改善することにより、作業周波数によって特徴づけられかつボアを有するＭＲＩマシンの動作を改善する装置であって、当該装置は、
前記ＭＲＩマシンの前記ボア内にはめ込み可能な寸法を有するユニットセルアレイを含み、
各ユニットセルは、前記ＭＲＩマシンによって印加される信号に応答する共振手段を含み、
前記アレイは、前記ＭＲＩマシンの前記作業周波数に共振周波数を有し、
前記ユニットセルは、相互に結合されるように配置されており、
前記アレイは、前記ＭＲＩマシンによって測定された信号において、少なくとも５０の信号雑音比を形成する、装置。
前記共振手段は、開ループヘリカル共振器を含む、
請求項１７に記載の装置。
前記開ループヘリカル共振器は、２つの端部を有するコイルと、当該２つの端部間に結合された制御可能な可変インピーダンスを有するカプラとを含み、
各ユニットセルは、前記カプラが第１のインピーダンス状態にある場合、第１の共振周波数を有し、前記カプラが第２のインピーダンス状態にある場合、第２の共振周波数を有する、
請求項１８に記載の装置。
前記共振手段は、ブロードサイド結合型スプリットリング共振器を含む、
請求項１７に記載の装置。