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特表2024-525041磁気共鳴イメージングシステム用の高周波受信アレイコイル、当該コイルの使用方法、及び当該コイルを含むＭＲＩシステム
(19)【発行国】日本国特許庁(JP)
(12)【公報種別】公表特許公報(A)
(11)【公表番号】
(43)【公表日】2024-07-09
(54)【発明の名称】磁気共鳴イメージングシステム用の高周波受信アレイコイル、当該コイルの使用方法、及び当該コイルを含むＭＲＩシステム
(51)【国際特許分類】
A61B 5/055 20060101AFI20240702BHJP
【ＦＩ】
A61B5/055 355
【審査請求】未請求
【予備審査請求】未請求
(21)【出願番号】P 2023580776
(86)(22)【出願日】2022-07-04
(85)【翻訳文提出日】2024-02-09
(86)【国際出願番号】 EP2022068382
(87)【国際公開番号】W WO2023280747
(87)【国際公開日】2023-01-12
(31)【優先権主張番号】63/218,642
(32)【優先日】2021-07-06
(33)【優先権主張国・地域又は機関】US
(81)【指定国・地域】
(71)【出願人】
【識別番号】590000248
【氏名又は名称】コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ
【氏名又は名称原語表記】Ｋｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ．
【住所又は居所原語表記】Ｈｉｇｈ Ｔｅｃｈ Ｃａｍｐｕｓ ５２， ５６５６ ＡＧ Ｅｉｎｄｈｏｖｅｎ，Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ
(74)【代理人】
【識別番号】110001690
【氏名又は名称】弁理士法人Ｍ＆Ｓパートナーズ
(72)【発明者】
【氏名】ウィン トレーシー アリン
(72)【発明者】
【氏名】キング スコット ブラッドレー
(72)【発明者】
【氏名】キール アルトン
(72)【発明者】
【氏名】オーティス ティモシー ケイン
(72)【発明者】
【氏名】レイコウスキー アーネ
(72)【発明者】
【氏名】レッダー パウル フランツ
(72)【発明者】
【氏名】フライマン オリ タピオ
(72)【発明者】
【氏名】カルデロン リコ ロドリゴ
【テーマコード（参考）】
4C096
【Ｆターム（参考）】
4C096AB46
4C096AD10
4C096CC34
4C096EA07
4C096FB01
(57)【要約】
デバイスは、ＲＦ受信サイクル中に、ＲＦ受信サイクル中のＭＲＩシステム１００のＲＦ送信信号３５０に応答して生成される患者２０の関心領域からの磁気共鳴信号２５０を受信する。デバイスは、ＲＦ受信コイル３０１、検出器３３０、及び検出器３３０の入力部に、ＲＦ送信サイクル中にＲＦ受信コイル３０１を流れる電流に比例する信号３５０を結合する第１の結合デバイスを含む。検出器３３０は、ＲＦ送信サイクル中にＲＦ受信コイル３０１を流れる電流の大きさ及び／又は位相を示す信号３５０を出力する。デジタル信号３５０を使用して、ＲＦ送信サイクル中にＲＦ受信コイル３０１に過剰な電流が流れることにより患者２０に危害が発生する前に、ＭＲスキャンを停止する、及び／又はシステム１００のオペレータに通知する。
【特許請求の範囲】
【請求項1】
磁場を生成する磁石と、 イメージング対象の患者の少なくとも一部を少なくとも部分的に囲む傾斜磁場コイルと、
ＲＦ送信サイクル中に、前記患者の前記少なくとも一部に送信ＲＦ磁場を付与し、前記患者の前記一部における前記磁場に対する磁化の配向に摂動を与えるＲＦ送信コイルと、
前記患者の関心領域に隣接して位置付けられ、ＲＦ受信サイクル中に、前記送信ＲＦ磁場に応答して生成される前記患者の前記関心領域からの磁気共鳴信号を受信する少なくとも１つのＲＦ受信アンテナデバイスと
を含む、ＭＲＩシステムであって、
前記少なくとも１つのＲＦ受信アンテナデバイスは、
少なくとも１つのＲＦ受信コイルアレイと、
検出器と、
前記検出器の入力部に、少なくとも前記ＲＦ送信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる電流に比例する信号を結合する第１の結合デバイスと、
を含み、
前記ＭＲＩシステムは、メインコントローラを含み、
前記検出器は、前記メインコントローラに信号を提供するために前記メインコントローラに結合された出力部を有し、前記信号は、少なくとも前記ＲＦ送信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる前記電流の大きさ及び／又は位相を示す、ＭＲＩシステム。
【請求項2】
前記第１の結合デバイスは、第１の増幅器と、
前記第１の増幅器の入力部に、少なくとも前記ＲＦ送信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる前記電流に比例するサンプリング信号を結合するサンプリングデバイスと、
を含み、
前記第１の増幅器の出力部は、前記検出器の前記入力部に結合されている、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項3】
前記第１の結合デバイスは、第２の増幅器と、
前記第２の増幅器の入力部に、前記ＲＦ受信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる電流に比例する第２のサンプリング信号を結合する結合回路と、
前記第１の増幅器の前記出力部に接続された第１の入力端子、前記第２の増幅器の出力部に接続された第２の入力端子、及び前記検出器の前記入力部に接続された出力部を有するスイッチングデバイスと、
を更に含み、
前記ＭＲＩシステムは、前記ＲＦ送信サイクル中に前記第１の増幅器の前記出力部を前記検出器の前記入力部に接続し、前記ＲＦ受信サイクル中に前記第２の増幅器の前記出力部を前記検出器の前記入力部に接続するように、前記スイッチングデバイスを制御し、
前記ＲＦ受信サイクル中、デジタル信号は、前記ＲＦ受信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる前記電流の大きさ及び／又は位相を示す、請求項２に記載のＭＲＩシステム。
【請求項4】
前記サンプリングデバイスは、前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルと直列に接続された抵抗要素、容量性要素、又は誘導要素を含み、前記結合回路は、インピーダンス整合ネットワークを含む、請求項３に記載のＭＲＩシステム。
【請求項5】
前記結合回路は更に、前記検出器の前記入力部に、前記ＲＦ受信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる電流に比例する第２の信号を結合し、前記第１の増幅器及び前記検出器の各々は、前記信号が前記ＲＦ受信サイクル中及び前記ＲＦ送信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる前記電流の前記大きさ及び／又は位相を示すように、十分なダイナミックレンジを有する、請求項３に記載のＭＲＩシステム。
【請求項6】
前記結合回路はまた、前記検出器の前記入力部に、前記ＲＦ受信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる電流に比例する第２の信号を結合し、前記第１の増幅器は、前記ＭＲＩシステムの制御信号の制御下で切り替え可能な利得を有し、前記制御信号は、前記ＲＦ送信サイクル中に第１の利得を有し、前記ＲＦ受信サイクル中に第２の利得を有するように前記第１の増幅器を制御し、前記第２の利得は前記第１の利得よりも大きく、
前記信号は、前記ＲＦ受信サイクル中及び前記ＲＦ送信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる前記電流の前記大きさ及び／又は位相を示す、請求項３に記載のＭＲＩシステム。
【請求項7】
前記少なくとも１つのＲＦ受信アンテナデバイスは、第２の検出器と、
前記第２の検出器の入力部に、前記ＲＦ受信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる電流に比例する第２の信号を結合する第２の結合デバイスと、
を更に含み、
前記第２の検出器は、前記メインコントローラにデジタル信号を提供するために前記メインコントローラに結合された出力部を有し、前記第２の信号は、前記ＲＦ受信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる前記電流の大きさ及び／又は位相を示す、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項8】
前記少なくとも１つのＲＦ受信アンテナデバイスは、前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルと直列に接続され、制御信号によって制御される可変インピーダンス要素と、
前記検出器の前記出力部に接続された入力部を有し、前記検出器の前記出力部に応答して、前記制御信号を生成するデータ処理回路と、
を更に含み、
前記データ処理回路は、前記可変インピーダンス要素に、前記ＲＦ送信サイクル中に第１のインピーダンスを有し、前記ＲＦ受信サイクル中に第２のインピーダンスを有するようにさせる前記制御信号を生成し、
前記第１のインピーダンスは、前記第２のインピーダンスよりも大きい、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項9】
磁場を生成するステップと、ＲＦ送信サイクル中に、イメージング対象の患者の少なくとも一部にＲＦ送信信号を付与し、前記磁場の配向に摂動を与えるステップと、
少なくとも１つのＲＦ受信コイルを有するＲＦ受信アンテナデバイスを用いて、前記ＲＦ送信信号に応答して、ＲＦ受信サイクル中に前記患者の関心領域から発せられた磁気共鳴信号を検知するステップと、
検出器の入力部に、少なくとも前記ＲＦ送信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる電流に比例する第１の信号を結合するステップと、
前記検出器からプロセッサに、少なくとも前記ＲＦ送信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる前記電流の大きさ及び／又は位相を示すデジタル信号を出力するステップと、
前記デジタル信号が、前記ＲＦ送信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる前記電流の前記大きさ及び／又は位相が閾値よりも大きいことを示すときに、前記ＲＦ送信信号を中断するステップと、
を含む、方法。
【請求項10】
前記検出器の前記入力部に、前記ＲＦ受信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる電流に比例する第２の信号を結合するステップであって、前記デジタル信号は、前記ＲＦ受信サイクル中及び前記ＲＦ送信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる前記電流の前記大きさ及び／又は位相を示す、結合するステップと、前記ＲＦ受信サイクル中に前記デジタル信号に少なくとも部分的に基づいて、前記関心領域の磁気共鳴画像を生成するステップと、
を更に含む、請求項９に記載の方法。
【請求項11】
前記ＲＦ送信サイクル中に前記第１の信号を前記検出器の前記入力部に選択的に結合し、前記ＲＦ受信サイクル中に前記第２の信号を前記検出器の前記入力部に選択的に結合するようにスイッチを制御するステップを更に含む、請求項１０に記載の方法。
【請求項12】
前記検出器によって出力された前記ＲＦ送信信号に基づいて、前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルと直列に接続された可変インピーダンス要素を制御して、前記可変インピーダンス要素に、前記ＲＦ送信サイクル中に第１のインピーダンスを有し、前記ＲＦ受信サイクル中に第２のインピーダンスを有するようにさせるステップを更に含み、前記第１のインピーダンスは、前記第２のインピーダンスよりも大きい、請求項９に記載の方法。
【請求項13】
第２の検出器の入力部に、前記ＲＦ受信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる電流に比例する第２の信号を結合するステップと、前記第２の検出器から前記プロセッサに、前記ＲＦ受信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる前記電流の大きさ及び／又は位相を示す第２のデジタル信号を出力するステップと、
を更に含む、請求項９に記載の方法。
【請求項14】
ＭＲＩシステムのＲＦ送信サイクル中にＲＦ送信信号に応答して生成される、患者の関心領域からの磁気共鳴信号をＲＦ受信サイクル中に受信するデバイスであって、少なくとも１つのＲＦ受信コイル要素と、
検出器の入力部に、少なくとも前記ＲＦ送信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイル要素を流れる電流に比例する信号を結合する第１の結合デバイスと、
を含み、
前記検出器は、少なくとも前記ＲＦ送信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイル要素を流れる前記電流の大きさ及び／又は位相を示す信号を提供するための出力部を有する、デバイス。
【請求項15】
前記第１の結合デバイスは、第１の増幅器と、
前記第１の増幅器の入力部に、少なくとも前記ＲＦ送信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる前記電流に比例するサンプリング信号を結合する第１のサンプリングデバイスと、
を含み、
前記第１の増幅器の出力部は、前記検出器の前記入力部に結合されている、請求項１４に記載のデバイス。
【請求項16】
前記第１の結合デバイスは、第２の増幅器と、
前記第２の増幅器の入力部に、前記ＲＦ受信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる電流に比例する第２のサンプリング信号を結合する第２のサンプリングデバイスと、
前記第１の増幅器の前記出力部に接続された第１の入力端子、前記第２の増幅器の出力部に接続された第２の入力端子、及び前記検出器の前記入力部に接続された出力部を有するスイッチングデバイスと、
を更に含み、
前記スイッチングデバイスは、前記ＲＦ送信サイクル中に前記第１の増幅器の前記出力部を前記検出器の前記入力部に接続し、前記ＲＦ受信サイクル中に前記第２の増幅器の前記出力部を前記検出器の前記入力部に接続するように制御され、
前記ＲＦ受信サイクル中、前記デジタル信号は、前記ＲＦ受信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる前記電流の前記大きさ及び／又は位相を示す、請求項１５に記載のデバイス。
【請求項17】
前記第１の結合デバイスはまた、前記検出器の前記入力部に、前記ＲＦ受信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる電流に比例する第２の信号を結合し、前記第１の増幅器及び前記検出器の各々は、前記信号が前記ＲＦ受信サイクル中及び前記ＲＦ送信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる前記電流の前記大きさ及び／又は位相を示すように、十分なダイナミックレンジを有する、請求項１５に記載のデバイス。
【請求項18】
前記第１の結合デバイスはまた、前記検出器の前記入力部に、前記ＲＦ受信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる電流に比例する第２の信号を結合し、前記第１の増幅器は、制御信号の制御下で切り替え可能な利得を有し、前記制御信号は、前記ＲＦ送信サイクル中に第１の利得を有し、前記ＲＦ受信サイクル中に第２の利得を有するように前記第１の増幅器を制御し、前記第２の利得は前記第１の利得よりも大きく、
前記信号は、前記ＲＦ受信サイクル中及び前記ＲＦ送信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる前記電流の前記大きさ及び／又は位相を示す、請求項１５に記載のデバイス。
【請求項19】
第２の検出器と、前記第２の検出器の入力部に、前記ＲＦ受信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる電流に比例する第２の信号を結合する第２の結合デバイスと、
を更に含み、
前記第２の検出器は、前記ＲＦ受信サイクル中に前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる前記電流の大きさ及び／又は位相を示す第２の信号を提供する出力部を有する、請求項１４に記載のデバイス。
【請求項20】
前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルと直列に接続され、制御信号によって制御される可変インピーダンス要素と、前記検出器の前記出力部に接続された入力部を有し、前記検出器の前記出力部に応答して、前記制御信号を生成するデータ処理回路と、
を更に含み、
前記データ処理回路は、前記可変インピーダンス要素に、前記ＲＦ送信サイクル中に第１のインピーダンスを有し、前記ＲＦ受信サイクル中に第２のインピーダンスを有するようにさせる前記制御信号を生成し、
前記第１のインピーダンスは、前記第２のインピーダンスよりも大きい、請求項１４に記載のデバイス。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【0001】
本システムは、概して、１つ以上の高周波（ＲＦ）コイル要素又はループを含むＲＦ受信アレイコイルを有する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム、及びその動作方法に関する。
【背景技術】
【0002】
[0001] 多くのＭＲＩシステムでは、１つ以上のＲＦ受信アンテナデバイスを使用して、ＭＲＩ検査下の被検者又は患者の１つ以上の関心領域から発せられる磁気共鳴（ＭＲ）信号を検知して、関心領域の画像を再構成する。これらのＲＦ受信アンテナデバイスには、通常、１つ以上のＲＦ受信コイル又はループが含まれている。
【0003】
[0002] これらのＲＦ受信コイルは、一般に、Ｂ１磁場と呼ばれる高振幅のＲＦ磁場の環境において使用される。この磁場は自然にＭＲ信号の受信に使用されるＲＦ受信コイルに電流を誘導する。これらの電流が制御されなければ、ＲＦ受信コイルがＢ１磁場の均一性を歪める可能性があり、更に重要なことに、これらの誘導電流による高強度の局所磁場が患者に危害を及ぼす可能性がある。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【0004】
[0003] したがって、１つ以上のＲＦ受信アレイコイルにおける誘導電流による高強度の局所磁場が患者に危害を及ぼすことを防止する手段を含む磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム用のＲＦ受信アンテナデバイスを提供することが望ましい。特に、ＲＦ受信アンテナデバイスのＲＦ受信アレイコイルのループ電流を直接測定し、誘導電流が安全限界を超えたときに、ＭＲＩシステムのコントローラ及び／又はオペレータに通知できる信号を提供する手段及び方法を提供することが望ましい。
【課題を解決するための手段】
【0005】
[0004] 本明細書に開示されるように、ＭＲＩシステムは、磁場を生成する磁石であって、磁場は、磁場内に置かれる患者内に正味の核磁化を発生させる、磁石と、イメージング対象の患者の少なくとも一部を少なくとも部分的に囲む傾斜磁場コイルと、高周波（ＲＦ）送信サイクル中に、患者の少なくとも一部に送信ＲＦ磁場を付与し、患者の一部における磁場に対する磁化の配向に摂動を与えるＲＦ送信コイルユニットと、患者の関心領域に隣接して位置付けられ、ＲＦ受信サイクル中に、送信ＲＦ磁場に応答して生成される患者の関心領域からの磁気共鳴信号を受信する少なくとも１つのＲＦ受信アンテナデバイスとを含む。少なくとも１つのＲＦ受信アンテナデバイスは、少なくとも１つのＲＦ受信コイルアレイと、検出器と、検出器の入力部に、少なくともＲＦ送信サイクル中に少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる電流に比例する信号を結合する第１の結合デバイスとを含む。ＭＲＩシステムは、メインコントローラを含み、検出器は、メインコントローラに提供するためにメインコントローラに結合される出力として、信号を有する。この信号は、少なくともＲＦ送信サイクル中に少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる電流の大きさ及び／又は位相を示す。
【0006】
[0005] また、本明細書に開示されるように、方法は、ＲＦ磁場を生成するステップと、高周波（ＲＦ）送信サイクル中に、イメージング対象の患者の少なくとも一部に送信ＲＦ磁場を付与し、磁場に対する磁化の配向に摂動を与えるステップと、少なくとも１つのＲＦ受信コイルを有するＲＦ受信アンテナデバイスを用いて、送信ＲＦ磁場に応答して、ＲＦ受信サイクル中に患者の関心領域から発せられた磁気共鳴信号を検知するステップと、検出器の入力部に、少なくともＲＦ送信サイクル中に少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる電流に比例する第１の信号を結合するステップと、検出器からプロセッサに、少なくともＲＦ送信サイクル中に少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる電流の大きさ及び／又は位相を示すデジタル信号を出力するステップと、デジタル信号が、送信ＲＦ受信サイクル中に少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる電流の大きさ及び／又は位相が閾値よりも大きいことを示すときに、送信ＲＦ磁場を中断するステップとを含む。
【0007】
[0006] 本明細書に更に開示されるように、デバイスは、高周波（ＲＦ）受信サイクル中に、患者の関心領域からの磁気共鳴信号を受信する。磁気共鳴信号は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムのＲＦ送信サイクル中に送信ＲＦ磁場に応答して生成される。デバイスは、少なくとも１つのＲＦ受信コイル要素と、検出器の入力部に、少なくともＲＦ送信サイクル中に少なくとも１つのＲＦ受信コイル要素を流れる電流に比例する信号を結合する第１の結合デバイスとを含む。検出器は、少なくともＲＦ送信サイクル中に少なくとも１つのＲＦ受信コイル要素を流れる電流の大きさ及び／又は位相を示す信号（３５０、６５０ｂ）を提供するための出力部を有する。
【図面の簡単な説明】
【0008】
[0007] 本発明は、添付の図面と併せて考慮されると、以下に示す例示な実施形態の詳細な説明からより容易に理解されるであろう。
【0009】
【発明を実施するための形態】
【0010】
[0016] 以下の詳細な説明では、限定ではなく説明を目的として、本教示による実施形態の完全な理解を提供するために、特定の詳細を開示する代表的な実施形態が記載される。代表的な実施形態の説明が不明瞭にならないように、既知のシステム、デバイス、材料、操作方法、及び製造方法の説明を省略する場合がある。しかしながら、当業者の権限範囲内にあるシステム、デバイス、材料、及び方法は、本教示の範囲内であり、また、代表的な実施形態に従って使用され得る。本明細書で使用される用語は、特定の実施形態を説明することのみを目的としたものであり、限定であることを意図したものではないことを理解されたい。定義された用語は、本教示の技術分野で一般的に理解され、受け入れられている、定義された用語の技術的及び科学的な意味を加えるものである。
【0011】
[0017] 本明細書では、「第１の」、「第２の」、「第３の」などの用語を使用して、様々な要素又は構成要素を説明しているが、これらの要素又は構成要素は、これらの用語によって限定されないことを理解されたい。これらの用語は、１つの要素又は構成要素を別の要素又は構成要素と区別するためにのみ使用される。したがって、以下で考察される第１の要素又は構成要素は、発明概念の教示から逸脱することなく、第２の要素又は構成要素と呼ばれてもよい。
【0012】
[0018] 本明細書で使用される用語は、特定の実施形態を説明することのみを目的としたものであり、限定であることを意図したものではない。本明細書及び添付の特許請求の範囲において使用される場合、単数形の要素は、コンテキストが明確に別様を示していない限り、単数形と複数形の両方を含むことを意図している。追加的に、本明細書で使用される場合、用語「含む」及び／又は同様の用語は、規定された特徴、要素、及び／又は構成要素の存在を指定するが、１つ以上の他の特徴、要素、構成要素、及び／又はそのグループの存在若しくは追加を除外するものではない。本明細書で使用される場合、用語「及び／又は」には、関連するリスト項目のうちの１つ以上のうちの任意のもの及び全ての組み合わせが含まれる。
【0013】
[0019] 特に断りのない限り、要素又は構成要素が、別の要素又は構成要素に「接続される」、「結合される」と言われた場合、その要素又は構成要素は、他の要素若しくは構成要素に直接接続若しくは結合されていても、又は、介在する要素若しくは構成要素が存在していてもよいことを理解されるであろう。つまり、これらの及び類似した用語は、２つの要素又は構成要素を接続するために、１つ以上の中間要素又は構成要素を使用できる場合を包含する。しかしながら、要素又は構成要素が別の要素又は構成要素に「直接接続」されていると言われた場合、これには、２つの要素又は構成要素が、中間若しくは介在要素又は構成要素なしで、相互に接続される場合のみが包含される。
【0014】
[0020] 別段の断りがない限り、本明細書で使用される場合、用語「コイル」は、１つ以上のＲＦコイル要素又はループを含み、ＲＦアレイコイルと呼ばれる場合がある。
【0015】
[0021] 図１は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム１００の例示的な実施形態を示す。ＭＲＩシステム１００は、磁石システム１０１、被検者又は患者２０を保持する患者テーブル１０４、ＭＲＩシステム１００が画像を生成する対象である患者２０の少なくとも一部を少なくとも部分的に囲む傾斜磁場コイル１０３、及びイメージングされている被検者又は患者２０の少なくとも一部に送信ＲＦ磁場を印加し、且つ磁場に対する磁化の配向に摂動を与える高周波コイル１０６、並びに送信ＲＦ磁場及び患者２０によって引き起こされる磁化の変化を検出する１つ以上のセンサ１０を含む。
【0016】
[0022] 図２は、以下に詳述するように、少なくとも１つのＲＦ受信アンテナデバイスを使用するＭＲＩシステム２００の例示的な実施形態のブロック図である。
【0017】
[0023] ＭＲＩシステム２００は、静磁場磁石２０１、傾斜磁場コイル２０２、傾斜磁場電源２０３、患者テーブル又はベッド２０４、患者テーブル（又はベッド）コントローラ２０５、ＲＦ送信コイルユニット２０６ａ、１つ以上のＲＦ受信アンテナデバイス２０６ｂ（各々が１つ以上のＲＦ受信コイル２０６ｃを含む）、トランスミッタ２０７、クロックジェネレータ２０８、ＲＦ／傾斜磁場コントローラ２０９、ドライバ２１０、再構成フロントエンド２１５、再構成システム２２０、ストレージデバイス２２１、ディスプレイ２２２、入力ユニット２２３、メインコントローラ２２４、及びデータジェネレータ２２５を含む。
【0018】
[0024] メインユニットは、ガントリと処理システムとに分けられる。この場合、例えば、静磁場磁石２０１、傾斜磁場コイル２０２、傾斜磁場電源２０３、患者テーブル２０４、患者テーブルコントローラ２０５、ＲＦ送信コイルユニット２０６ａ、トランスミッタ２０７、及びＲＦ／傾斜磁場コントローラ２０９をガントリ内に提供し、クロックジェネレータ２０８、ドライバ２１０、再構成フロントエンド２１５、再構成システム２２０、ストレージデバイス２２１、ディスプレイ２２２、入力ユニット２２３、及びメインコントローラ２２４を処理システム内に提供できる。
【0019】
[0025] 静磁場磁石２０１は、中空の円筒形をしており、その内部空間に均一な静磁場を発生させる。例えば、永久磁石や超電導磁石を静磁場磁石２０１として使用できる。
【0020】
[0026] 傾斜磁場コイル２０２も中空の円筒形をしており、静磁場磁石２０１内に配置される。傾斜磁場コイル２０２には互いに直交するＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸に対応する３種類のコイルの組み合わせが含まれる。傾斜磁場コイル２０２は、３種類のコイルに傾斜磁場電源２０３からの電流を個別に供給することにより、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸に沿って傾斜された強度を有する傾斜磁場を発生させる。更に、Ｚ軸は、例えば、静磁場の方向と同じ方向にある。Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸の傾斜磁場は、それぞれ、例えば、スライス選択傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード傾斜磁場Ｇｅ、及び読み取り傾斜磁場Ｇｒに相当する。スライス選択傾斜磁場Ｇｓは、特定のイメージング断面を決定するために使用される。位相エンコード傾斜磁場Ｇｅは、空間位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために使用される。読み取り傾斜磁場Ｇｒは、空間位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために使用される。
【0021】
[0027] ＲＦ送信コイルユニット２０６ａは、円筒形のケースに入れられた１つ以上のコイルを含む。ＲＦ送信コイルユニット２０６ａは、傾斜磁場コイル２０２の内部に配設できる。ＲＦ送信コイルユニット２０６ａは、トランスミッタ２０７によって、ラーモア周波数に対応する高周波パルス（ＲＦパルス）が供給されて、高周波磁場を発生させる。ＲＦ送信コイルユニット２０６ａは、ＲＦ送信サイクル中に、１つ以上の関心領域を含む患者２０の少なくとも一部に送信ＲＦ磁場を印加し、ＲＦ受信アンテナデバイス２０６ｂと連動して、関心領域のＭＲ画像データを生成するために、患者２０の一部における磁場の配向に摂動を与える。
【0022】
[0028] 特に、本明細書で使用される「摂動を与える」には、受信コイルが収集するための信号を励起／生成するための送信パルスの使用、後で信号を利用できるように磁化を再収束するための送信パルスの使用、又は信号を無まで飽和又は抑制するための送信パルスの使用が含まれる。多くの場合、このような摂動は、特定の周波数帯域にわたって行われる。
【0023】
[0029] 患者２０は、患者テーブル２０４の天板２０４ａ上に載せられた状態で、傾斜磁場コイル２０２の内部空間（イメージング空間）の中に入れられる。患者テーブル２０４は、患者テーブルコントローラ２０５によって制御されて、天板２０４ａをその長手方向（図２では左右方向）及び垂直方向に移動する。通常、患者テーブル２０４は、この長手方向が静磁場磁石２０１の中心軸と平行になるように設置されている。
【0024】
[0030] ＲＦ受信アンテナデバイス２０６ｂは、天板２０４ａに搭載したり、天板２０４ａに組み込んだり、患者２０の上に置いたり、取り付けたりできる。イメージング時に、ＲＦ受信アンテナデバイス２０６ｂは、患者２０と共にイメージング空間に入れられ、ＲＦ送信コイルユニット２０６ａからの送信ＲＦ磁場に応答して患者２０から発せられた磁気共鳴信号を電磁波として受信又は検知し、これに応答して、検知された磁気共鳴信号を表すデジタルデータを生成する。ＲＦ受信アンテナデバイス２０６ｂには、１つ、２つ、又はそれ以上の受信ＲＦ受信コイル２０６ｃが含まれているか、又はそれらに取り付けられていてもよく、また、患者２０から発せられる磁気共鳴信号を検知するセンサとして機能する任意の種類の他の要素が含まれていてもよい。図２では、ＲＦ受信アンテナデバイス２０６ｂを１つのみ示しているが、４つ、８つ、１６個、３２個、又は任意の他の所望の数のＲＦ受信アンテナデバイス２０６ｂをＭＲＩシステム２００の異なる実施形態で使用してもよい。各ＲＦ受信アンテナデバイス２０６ｂは、患者２０の関心領域に隣接して位置付けられ、ＲＦ受信サイクル中に、ＲＦ送信コイルユニット２０６ａから送信ＲＦ磁場に応答して生成される患者２０の関心領域からの磁気共鳴信号を受信する。
【0025】
[0031] クロックジェネレータ２０８（本明細書では、メインクロック又は第１のクロックとも呼ばれる）は、所定の周波数を有する第１のクロック信号を生成する。クロックジェネレータ２０８は、ＭＲＩシステム２００の動作全体のタイミングの基準として機能するシステムクロックとして使用できる。
【0026】
[0032] ＲＦ／傾斜磁場コントローラ２０９は、メインコントローラ２２４の制御下で必要なパルスシーケンスに従って傾斜磁場を変化させ、また、ＲＦパルスを送信できるように傾斜磁場電源２０３及びトランスミッタ２０７を制御する。更に、ＲＦ／傾斜磁場コントローラ２０９には、第１のクロック信号のレベルがドライバ２１０によって適切に調整された後の当該第１のクロック信号が提供される。ＲＦ／傾斜磁場コントローラ２０９は、この第１のクロック信号と同期してパルスシーケンスを実行する。
【0027】
[0033] 再構成フロントエンド２１５は、ＲＦ受信アンテナデバイス２０６ｂから提供される磁気共鳴信号２５０を受信する。
【0028】
[0034] 再構成システム２２０は、再構成フロントエンド２１５で処理された磁気共鳴信号のうちの少なくとも１つに基づいて、患者２０の画像を再構成する。
【0029】
[0035] ストレージデバイス２２１は、再構成システム２２０で再構成された画像を示す画像データなど、様々な種類のデータを保存する。
【0030】
[0036] ディスプレイ２２２は、再構成システム２２０で再構成された画像や、メインコントローラ２２４の制御下でＭＲＩシステム２００をユーザが操作するための各種操作画面などの各種情報を表示する。液晶ディスプレイなどの任意の便利な表示デバイスをディスプレイ２２として使用できる。
【0031】
[0037] 入力ユニット２２３は、ＭＲＩシステム２００のオペレータからの様々なコマンド及び情報入力を受け付ける。入力ユニット２２３には、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチなどの選択デバイス、及び／又はキーボードなどの入力デバイスが含まれる。
【0032】
[0038] メインコントローラ２２４（ＭＲＩシステムコントローラとも呼ばれる）は、図示されていないＣＰＵ、メモリなどを有し、ＭＲＩシステム２００全体を制御する。
【0033】
[0039] ＲＦ／傾斜磁場コントローラ２０９とメインコントローラ２２４は、有形で非一時的である。本明細書で使用される場合、用語「非一時的」は、状態の永遠の特性ではなく、一定期間持続する状態の特性として解釈される。用語「非一時的」は、特に、搬送波又は信号やいつでもどこでも一時的にしか存在しないような他の形式の特性など、一瞬の特性を否定する。本教示のＲＦ／傾斜磁場コントローラ２０９及びメインコントローラ２２４は、製品及び／又は機械部品である。
【0034】
[0040] ＲＦ／傾斜磁場コントローラ２０９及びメインコントローラ２２４は、ストレージデバイス２２１に保存されているソフトウェア命令を実行して、本明細書における様々な実施形態で説明されている機能を行うことができる。ＲＦ／傾斜磁場コントローラ２０９及びメインコントローラ２２４の各々は、汎用プロセッサであっても、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）の一部であってもよい。ＲＦ／傾斜磁場コントローラ２０９及びメインコントローラ２２４はまた、プロセッサ、マイクロプロセッサ、マイクロコンピュータ、プロセッサチップ、コントローラ、マイクロコントローラ、デジタルシグナルプロセッサ（ＤＳＰ）、ステートマシン、又はプログラマブルロジックデバイスであってもよい（又はこれらを含んでいてもよい）。ＲＦ／傾斜磁場コントローラ２０９及びメインコントローラ２２４はまた、ＦＰＧＡなどのプログラマブルゲートアレイ（ＰＧＡ）を含むロジック回路や、ディスクリートゲート及び／又はトランジスタロジックを含む別のタイプの回路であってもよい（又はこれらを含んでいてもよい）。メインコントローラ２２４は、中央処理装置（ＣＰＵ）、グラフィックス処理装置（ＧＰＵ）、又はその両方であってもよい（又はこれらを含んでいてもよい）。追加的に、ＲＦ／傾斜磁場コントローラ２０９及びメインコントローラ２２４の各々は、複数のプロセッサ、並列プロセッサ、又はその両方を含んでいてもよい。単一のデバイス又は複数のデバイスに、複数のプロセッサが含まれていても、結合されていてもよい。
【0035】
[0041] ストレージデバイス２２１は、メインメモリ、スタティックメモリ、又はその両方を含んでいてもよく、メモリはバス（図示せず）を介して相互に通信し得る。本明細書で説明されるストレージデバイス２２１は、データ及び実行可能命令を保存可能な有形のストレージ媒体であり、命令がそこに保存されている間は非一時的である。本明細書で使用される場合、用語「非一時的」は、状態の永遠の特性ではなく、一定期間持続する状態の特性として解釈される。用語「非一時的」は、特に、搬送波又は信号やいつでもどこでも一時的にしか存在しないような他の形式の特性など、一瞬の特性を否定する。
【0036】
[0042] 本教示のストレージデバイス２２１は、製品及び／又は機械部品である。ストレージデバイス２２１には、１つ以上のコンピュータ可読媒体が含まれ、そこからコンピュータがデータと実行可能命令（例えば、図４に関連して説明されるプロセスを実行するために）を読み取られる。本明細書で説明されるメモリは、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、読み取り専用メモリ（ＲＯＭ）、フラッシュメモリ、電気的にプログラム可能な読み取り専用メモリ（ＥＰＲＯＭ）、電気的に消去可能なプログラム可能な読み取り専用メモリ（ＥＥＰＲＯＭ（登録商標））、レジスタ、ハードディスク、リムーバブルディスク、テープ、コンパクトディスク読み取り専用メモリ（ＣＤ－ＲＯＭ）、デジタル多用途ディスク（ＤＶＤ）、フロッピー（登録商標）ディスク、Ｂｌｕ－ｒａｙ（登録商標）ディスク、又は当業者に知られている任意の他の形式の記憶媒体であり得る。本教示のメモリは、揮発性若しくは不揮発性メモリ、セキュア及び／若しくは暗号化されたメモリ、非セキュア及び／若しくは非暗号化のメモリであってもよい。メインコントローラ２２４、ストレージデバイス２２１、及びディスプレイ２２２は、コンピュータなどのワークステーション（図示せず）、又は、スタンドアロンコンピューティングシステム、デスクトップ若しくはタブレットなどの形式の、１つ以上のコンピューティングデバイス、ディスプレイ／モニタ、及び１つ以上の入力デバイス（例えば、キーボード、ジョイスティック、マウス）からなる別のアセンブリに収容されるか、又はリンクされていてもよい。
【0037】
[0043] ストレージデバイスの２２１には、ＲＦ／傾斜磁場コントローラ、メインコントローラ２２４、又はその両方によって実行されて、本明細書に説明される方法の態様を実施する命令が保存される。例えば、メインコントローラ２２４、ＲＦ／傾斜磁場コントローラ２０９、又はその両方は命令を付与して、以下で詳しく説明するＭＲＩシステムの例示的な操作方法８００を実行できる。
【0038】
[0044] ＭＲＩシステムの一般的な操作はよく知られているため、その更なる説明は、ここでは繰り返さない。
【0039】
[0045] 前述のように、ＲＦ受信コイル２０６ｃは、一般に、Ｂ１磁場と呼ばれる高振幅の送信ＲＦ磁場の環境において動作する。これらの磁場は自然にＲＦ受信コイル２０６ｃに電流を誘導する。これらの電流が制御されなければ、Ｂ１磁場の均一性を歪める可能性がある。更に、これらの誘導電流から生成される高強度の局所磁場は、患者２０に危害を及ぼす可能性がある。
【0040】
[0046] これらの電流を防止し、安全な状態を維持する手法の１つに、ループパスと直列に置かれた切り替え可能な高インピーダンス共振回路、又は「デカプラ」若しくは「トラップ」を使用することがある。例えば、ＬＣタンク回路は、コンデンサ（又はインダクタ）が１つの並列経路と、ＰＩＮダイオードなどのスイッチングデバイスの直列組み合わせとを形成し、インダクタ（又はコンデンサ）がもう一方の並列経路を形成するように、２つの並列回路レッグ（ｌｅｇ）で構成される。ＰＩＮダイオードは、直流（ＤＣ）電流によって「オン」になり、ＤＣの除去によって「オフ」になる。追加的に、ＰＩＮダイオードは、印加されたＲＦ信号が十分に大きい場合、ＤＣ電流なしで導通状態に駆動され得る。
【0041】
[0047] デカプラはシンプルで堅牢な回路であるが、その機能の重要性を考慮すると、１つにでも障害が発生したならば、ＭＲコイルが安全でなくなる可能性がある。
【0042】
[0048] デカプラに障害が発生した場合に「フェイルセーフ」を提供する選択肢がいくつか提供されている。このような「フェイルセーフ」メカニズムの１つの選択肢として、デカプラに流れるＤＣスイッチング電流を測定するモニタリング回路がある。この電流が遮断された場合、ＭＲＩシステムコントローラは、スキャンを中止するか、及び／又は患者に危害が発生する前にオペレータに通知するように促される。残念ながら、このモニタリング方法は間接的であり、また、モニタリング回路が、安全でない状態をもたらしていない障害を検出してしまう場合がある。代替的に、また、より重要なことに、モニタリング回路で直接検出できない障害がデカプラ内で発生する可能性がある。このため、補助安全メカニズムを使用して冗長フェイルセーフが作成される場合がある。
【0043】
[0049] しかし、本発明者は、より良い方法は、ループ電流を直接測定し、誘導電流が安全限界を超えたときにＭＲＩシステムのコントローラ及び／又はオペレータに通知することであることを認識している。これまでは、信号強度がＲＦサイクルの送信部分よりも桁違いに低いときに、ＲＦサイクルの受信部分の電流（又は電圧）を測定するようにのみ設計されているＭＲ受信アンテナデバイスのアーキテクチャのため、これは困難であった。ＲＦ送信サイクル中は、損傷を防ぐために、前置増幅器及び測定回路は、保護モードにされるか、完全にオフにされることが多い。
【0044】
[0050] しかし、以下により詳細に開示するように、ＭＲサイクル全体から発生する信号をサンプリング可能なシステムが、ＲＦアンテナ受信デバイスの安全状態を直接測定でき、これにより、安全でない状態を即座に判定できる。
【0045】
[0051] 図３は、これらの原理のうちの１つ以上を使用し得るＲＦ受信アンテナデバイス３００の第１の実施形態を示す。
【0046】
[0052] ＲＦ受信アンテナデバイス３００は、ＲＦ受信コイル又はループ３１０、チューニングコンデンサ３１２、１つ以上のデカプラ３１４、結合回路３１６ａ、サンプリングデバイス３１６ｂ、第１の増幅器（例えば、前置増幅器）３２０ａ、オプションの第２の増幅器（例えば、前置増幅器）３２０ｂ、スイッチングデバイス３２５、及び検出器３３０を含む。特に、図３に示すように、サンプリングデバイス３１６ｂは、サンプリング抵抗、サンプリングキャパシタンス、又はサンプリングインダクタンスのいずれかであり得る。更に、検出器３３０はアナログ－デジタル変換器（ＡＤＣ）を含むか、又は代替的に、当業者には知られているアナログ検出器であってもよい。例を挙げると、アナログ検出器はアナログＲＦパワー検出器である。
【0047】
[0053] 図３は、単一のループに構成された単一のＲＦ受信コイル３１０を有する実施形態例を示しているが、他の実施例では、２つ以上のＲＦ受信コイル又はループが設けられていてもよい。例えば、２つ以上のＲＦ受信コイル又はループが互いに並列に接続される。
【0048】
[0054] ここで、結合回路３１６ａは、コイル３１０を第１の前置増幅器３２０ａの入力インピーダンスに結合しようとするＬＣ整合回路を含む。スイッチングデバイス３２５は、トランジスタ、ダイオード、又は他の便利なスイッチングデバイスを含み得、例えば、メインコントローラ２２４などのプロセッサから供給されるスイッチング制御信号３２２の制御下で動作する。スイッチング制御信号３２２は、ＭＲＩシステムのＲＦ送信サイクル及びＲＦ受信サイクルと同期され得る。
【0049】
[0055] ＲＦ送信サイクル中、ＲＦ受信コイル３１０を流れる電流はサンプリングデバイス３１６ｂにわたる電圧を誘導し、これは、サンプリング信号として第２の前置増幅器３２０ｂに供給される。一方、スイッチングデバイス３２５は、ＲＦ送信サイクル中に第２の前置増幅器３２０ｂの出力部を検出器３３０の入力部に接続するために、スイッチング制御信号３２２によって制御される。ＲＦ送信サイクル中に検出器３３０への入力信号を第２の前置増幅器３２０ｂに切り替えることにより、ＲＦ送信サイクル中にＲＦ受信コイル３１０を流れる電流を検出器３３０によって直接測定し、任意選択でデジタルワード又は値に変換できる。したがって、検出器３３０は、アナログ－デジタル変換器（ＡＤＣ）となる。ＲＦ受信アンテナデバイス３００では、サンプリングデバイス３１６ｂは、ＲＦ送信サイクル中にＲＦ受信コイル３１０を流れる電流に比例する信号を検出器３３０の入力部に結合する第１の結合デバイスと見なすことができる。
【0050】
[0056] 検出器３３０は、ＭＲＩシステムのプロセッサ（例えば、ＭＲＩシステムコントローラ）に結合されて、当該プロセッサに、ＲＦ送信サイクル中にＲＦ受信コイル３１０を流れる電流の大きさを示すか又は表す信号３５０を提供する出力部を有する。前述のように、検出器３３０はＡＤＣを含み得、その場合、信号３５０は、ＲＦ送信サイクル中にＲＦ受信コイル３１０を流れる電流の大きさを示す又は表すデジタル信号である。代替的に、検出器３３０はアナログＲＦパワー検出器を含んでいてもよい。この場合、信号３５０は依然としてデジタルであるが、ビット深度が減少していると見なされる。したがって、メインコントローラ２２４は、信号３５０の値（例えば、信号３５０のデジタルワードの値、又は信号３５０の大きさ）を、ＭＲＩシステムの設計者又はオペレータによって、安全性又は他の理由のためにＲＦ送信サイクル中にＲＦ受信コイル３１０を流れる電流の最大許容大きさを表すものとして確立された閾値と比較する。この場合、信号３５０の値が閾値を超えると、プロセッサ（例えば、ＭＲＩシステムコントローラ）はＭＲスキャンを中止するか、及び／又は被検者若しくは患者に危害が発生する前にシステムオペレータに通知する。
【0051】
[0057] 更に、ＲＦ受信サイクル中、結合回路３１６ａは、ＲＦ受信サイクル中にＲＦ受信コイル３１０を流れる電流に比例する信号を第１の前置増幅器３２０ａの入力部に結合する。一方、スイッチングデバイス３２５は、ＲＦ受信サイクル中に第１の前置増幅器３２０ａの出力部を検出器３３０の入力部に接続する。ＲＦ受信サイクル中に検出器３３０への入力信号を第１の前置増幅器３２０ａに切り替えることにより、ＲＦ受信サイクル中にＲＦ受信コイル３１０を流れる電流を検出器３３０によって直接測定し、デジタルワード又はデジタル値に変換し、例えば、被検者又は患者の関心領域のＭＲ画像を生成するために再構成システムに提供できる。
【0052】
[0058] ＲＦ受信アンテナデバイス３００のいくつかのバリエーションでは、第２の前置増幅器３２０ｂは省略される。
【0053】
[0059] 図４は、ＲＦ受信アンテナデバイス４００の第２の実施形態を示す。
【0054】
[0060] ＲＦ受信アンテナデバイス４００はＲＦ受信アンテナデバイス３００と部分的に似ているため、簡潔にするために、ここでは両者の違いについてのみ議論し、説明する。
【0055】
[0061] 第１の前置増幅器３２０ａ、第２の前置増幅器３２０ｂ、及びスイッチングデバイス３２５の代わりに、ＲＦ受信アンテナデバイス４００は、スイッチング制御信号４２２の制御下で切り替え可能な利得を有する単一の増幅器（例えば、前置増幅器）４２０を含む。特に、前置増幅器４２０は、例えば、ＭＲＩシステムコントローラなどのプロセッサから供給され得るスイッチング制御信号４２２の制御下で、少なくとも第１の利得と第１の利得よりも大きい第２の利得との間で切り替え可能である。より具体的には、スイッチング制御信号４２２は、前置増幅器４２０を制御して、ＲＦ送信サイクル中に第１の利得を有し、ＲＦ受信サイクル中に第２の利得を有するようにし、第２の利得は第１の利得よりも大きい。
【0056】
[0062] ＲＦ受信アンテナデバイス４００は、ＲＦ受信コイル３１０が、結合回路３１６ａ（ＬＣ整合回路）を介して前置増幅器４２０に接続されているＲＦ受信アンテナデバイスの既存の基本アーキテクチャを保持している。このような回路のインピーダンスは、回路の両端の電圧を測定することで、検出器３３０によって出力される信号３５０からＲＦ受信コイル３１０の電流を直接計算できるように簡単に特徴付けできる。
【0057】
[0063] 前置増幅器４２０には、検出器３３０の入力部で見られる信号がオーバーフローを防ぐために適切にスケーリングされるように、実際問題として、少なくとも２つの利得状態がある。しかし、少なくとも理論的には、また、適切な前置増幅器及び検出器のコスト並びに能力が向上し続けるにつれて、利得を切り替え可能な前置増幅器４２０は、利得をＲＦ送信サイクルとＲＦ受信サイクルとの間で切り替える必要のない増幅器（例えば、前置増幅器）に置き換えられ得ると考えられている。
【0058】
[0064] 図５は、そのような前置増幅器５２０を含むＲＦ受信アンテナデバイス５００の第３の実施形態を示す。ＲＦ受信アンテナデバイス５００はＲＦ受信アンテナデバイス４００とそれ以外の点では同一であるため、簡潔にするために、説明は繰り返さない。
【0059】
[0065] 図６は、ＲＦ受信アンテナデバイス６００の第４の実施形態を示す。
【0060】
[0066] ＲＦ受信アンテナデバイス６００はＲＦ受信アンテナデバイス３００と部分的に似ているため、簡潔にするために、両者の違いについてのみ議論し、詳細に説明する。
【0061】
[0067] ＲＦ受信アンテナデバイス６００は、単一の増幅器（例えば、前置増幅器）３２０、第１の検出器６３０ａ、及び第２の検出器６３０ｂを使用する。
【0062】
[0068] 第２の検出器６３０ｂは、少なくともＲＦ送信サイクル中にサンプリングデバイス３１６ｂの両端の電圧を直接サンプリングし、それに応じて、ＲＦ受信サイクル中にＲＦ受信コイル３１０を通過する電流の大きさを示す又は表す第１のデジタル信号６５０ｂを出力する。第２の検出器６３０ｂは、プロセッサ（例えば、ＭＲＩシステムコントローラ）に第１のデジタル信号６５０ｂを提供し、ＲＦ送信サイクル中にＲＦ受信コイル３１０を通って流れる電流の大きさを示す又は表す。したがって、プロセッサは、第１のデジタル信号６５０ｂの値（例えば、第１のデジタル信号６５０ｂのデジタルワードの値）を、ＭＲＩシステムの設計者又はオペレータによって、安全性又は他の理由のためにＲＦ送信サイクル中にＲＦ受信コイル３１０を流れる電流の最大許容大きさを表すものとして確立された閾値と比較する。この場合、第１のデジタル信号６５０ｂの値が閾値を超えると、プロセッサ（例えば、ＭＲＩシステムコントローラ）はＭＲスキャンを中止するか、及び／又は被検者若しくは患者に危害が発生する前にシステムオペレータに通知する。
【0063】
[0069] 一方、前述同様に、結合回路３１６ａは、ＲＦ受信サイクル中にＲＦ受信コイル３１０を流れる電流に比例する信号を前置増幅器３２０の入力部に結合する。したがって、ＲＦ受信サイクル中にＲＦ受信コイル３１０を流れる電流を第１の検出器６３０ａによって直接測定し、デジタルワード又はデジタル値に変換し、例えば、被検者又は患者の関心領域のＭＲ画像を生成するために再構成システムに第２のデジタル信号６５０ａを介して提供できる。
【0064】
[0070] ＲＦ受信コイル３１０における電流からＭＲイメージングデータを生成するためにＲＦ受信サイクルに使用される第１の検出器６３０ａの仕様に整合させると、第２の検出器６３０ｂは非常に高価になる可能性がある。しかし、安全目的でＲＦ受信コイル３１０の電流を測定する場合、同じビット深度の検出器、又は場合によっては、同じサンプリングレート（ＲＦ受信サイクルでＲＦ受信コイル３１０を介して取得した患者からのＭＲイメージング信号をサンプリングするために必要である）でさえ不要になる。この場合、第２の検出器６３０ｂには、より少ないビット数及び／又はより低いサンプリングレートの、性能が下げられ、あまり高価でないデバイスを使用することができ、これにより、ＲＦ受信アンテナデバイス６００のコストを削減できる。
【0065】
[0071] 図３～図６に関して上述した実施形態は、排他的又は制限的であることを意図したものではなく、ＲＦ受信コイル３１０を流れる電流を直接サンプリングして測定し、少なくともＲＦ送信サイクル中にそのデジタル表現を生成するＲＦ受信アンテナデバイスの例示的な実施例であることを意図したものである。このデジタル表現は、ＲＦ送信サイクル中のＲＦ受信コイル３１０の過剰な電流に起因して（例えば、デカプラ３１４の障害又は故障に起因して）被検者又は患者に危害が発生する前に、ＭＲスキャンを中止するために、及び／又はシステムオペレータに通知するために、プロセッサ（例えば、ＭＲＩシステムコントローラ）に提供される。また、電流を直接測定することで、実際には安全ではない状態をもたらしてはいないデカプラ３１４内の障害が誤検出される可能性を低減又は排除できる。これにより、ＲＦ受信アンテナデバイスの信頼性が向上する。
【0066】
[0072] ＲＦ受信コイル３１０を流れる電流が直接測定され、サンプリングされ、デジタル化され、そして、そのデジタル信号が処理されると、ＲＦ受信コイル３１０を流れる電流の振幅及び位相は、ＲＦ受信コイル３１０を流れる電流が既知の且つ制御された手法でＢ１磁場を歪めることができるように、有利に制御される。代替的に、ＲＦ受信コイル３１０を流れる電流を第２の検出器６３０ｂで測定し、その出力を使用して振幅及び位相を制御することもできる。
【0067】
[0073] このようなやり方で送信磁場を操作することは、Ｂ１「シミング」と呼ばれ、この技術は、組織のＲＦ励起を局在化して比吸収率（ＳＡＲ）を低減し、人体の自然の伝導率によって引き起こされる局所的な画像強度シェーディング影響を打ち消し、及び／又は空間エンコード、又は一般的な変更されたｋ－空間軌道の目的で、ＲＦ受信コイル３１０からＲＦ位相勾配を作成することに効果的であり得る。
【0068】
[0074] ＲＦ受信コイル３１０に誘導される電流が直接測定されると、ＲＦ受信コイル３１０の直列経路に制御可能な可変インピーダンス要素を追加することで、その電流を変調できる。制御可能な可変インピーダンス要素のインピーダンスは、ＲＦ受信アンテナデバイス自体のローカル処理デバイス又は回路を使用して制御できる。代替的に、いくつかの実施形態では、適切な接続インフラストラクチャが利用可能であれば、ＲＦ受信アンテナデバイスでローカルではなく、ＭＲＩシステム（例えば、ＭＲＩシステムコントローラ）によって制御することもできる。
【0069】
[0075] この目的で、図７は、ＲＦ受信アンテナデバイス７００の第５の実施形態を示す。
【0070】
[0076] ＲＦ受信アンテナデバイス７００はＲＦ受信アンテナデバイス６００と部分的に似ているため、簡潔にするために、ここでは両者の違いについてのみ議論し、説明する。
【0071】
[0077] ＲＦ受信アンテナデバイス７００は、第２のＡＤＣ７３０ｂの出力部に接続され、ＲＦ送信サイクル中にＲＦ受信コイル３０１を流れる電流の大きさを示す第１のデジタル信号６５０ｂを受信するデータプロセッサ又はデータ処理回路７１０を含む。ＲＦ受信アンテナデバイス７００はまた、ＲＦ受信コイル３１０の直列経路に接続された制御可能な可変インピーダンス要素７２０を含む。様々な実施形態では、制御可能な可変インピーダンス要素７２０は、ＲＦ受信コイル３１０のギャップに置かれ、且つ第１のデジタル信号６５０ｂに応答してデータ処理回路７１０のデジタル－アナログ変換器（ＤＡＣ）によって生成される電圧によってゲートで制御される電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）を含む。制御可能な可変インピーダンス要素７２０は、データ処理回路７１０からの制御信号７１５によって制御されて、ＲＦ受信サイクル中のインピーダンスが非常に低くなるようにする。更に、制御可能な可変インピーダンス要素７２０は、データ処理回路７１０によって制御されて、ＲＦ送信サイクル中に任意の所望のインピーダンスを有するようにされ、これにより、前述したように、Ｂ１磁場を既知の且つ制御された手法で歪める（Ｂ１「シミング」の）ために、ＲＦ受信コイル３１０を流れる電流の振幅及び位相を制御する。また、前述したように、これは、組織のＲＦ励起を局在化して比吸収率（ＳＡＲ）を低減し、人体の自然の伝導率によって引き起こされる局所的な画像強度シェーディング影響を打ち消し、及び／又は空間エンコード、又は一般的な変更されたｋ－空間軌道の目的で、ＲＦ受信コイル３１０からＲＦ位相勾配を作成することに効果的であり得る。
【0072】
[0078] これらの可能性を提供する追加の処理回路及び制御可能な可変インピーダンス要素は、図６のＲＦ受信アンテナデバイス６００に追加されたものとして図７に示されているが、原則として、同様の要素を、図３のＲＦ受信アンテナデバイス３００、図４のＲＦ受信アンテナデバイス４００、又は図５のＲＦ受信アンテナデバイス５００に追加して、同様の利点を実現できる。
【0073】
[0079] 更に、図７では、第２のＡＤＣ７３０ｂからの第１のデジタル信号６５０ｂに応答して、データ処理回路７１０によって制御される制御可能な可変インピーダンス要素７２０のみを示しているが、多くのバリエーションが考えられる。いくつかのバリエーションでは、データ処理回路７１０はまた、第１のＡＤＣ７３０ａからの第２のデジタル信号６５０ａも受信し、第１のデジタル信号６５０ｂと第２のデジタル信号６５０ａの両方に応答して制御可能な可変インピーダンス要素７２０を制御する。この場合、制御可能な可変インピーダンス要素７２０の制御は、送信ＲＦサイクル及び受信ＲＦサイクルの両方から収集された情報に依存する。他のバリエーションでは、データ処理回路７１０が省略され、制御可能な可変インピーダンス要素７２０の制御信号７１５は、第１のデジタル信号６５０ｂ（及び任意選択で第２のデジタル信号６５０ａも）に応答して、代わりにＭＲＩシステムのプロセッサ（例えば、ＭＲＩシステムコントローラなど）によって提供される。繰り返しになるが、多くのバリエーションが考えられる。
【0074】
[0080] 図８は、ＭＲＩシステム１００又は２００などのＭＲＩシステムを操作する方法８００の例示的な実施形態を示す。これらのＭＲＩシステムは、ＲＦ送信サイクル中にＲＦ受信コイルを流れる電流を直接サンプリングし、測定し、デジタル化できるＲＦ受信アンテナデバイス３００、４００、５００、６００、７００などのＲＦ受信アンテナデバイスを含む。更に、また、前述したように、方法８００は、ＲＦ／傾斜磁場コントローラ２０９、メインコントローラ２２４、又はその両方によって実行される命令として、本明細書に説明される方法の態様を実施するためにストレージデバイス２２１に保存される。
【0075】
[0081] ステップ８１０において、ＭＲＩシステムを用いて磁場を生成する。
【0076】
[0082] ステップ８２０において、イメージング対象の患者又は被検者の少なくとも一部にＲＦ送信信号を付与し、磁場に対する磁化の配向に摂動を与える。
【0077】
[0083] ステップ８３０において、ＲＦ受信アンテナデバイスを用いて、ＲＦ受信サイクル中に、送信ＲＦ磁場に応答して患者から発せられた磁気共鳴（ＭＲ）信号を検知する。ここでは、ＲＦ受信アンテナユニットは、少なくとも１つのＲＦ受信コイルを含む。いくつかの実施形態では、ＲＦ受信アンテナデバイスは、ＲＦ受信アンテナデバイス３００、４００、５００、６００、７００、又はその変形である。
【0078】
[0084] ステップ８４０において、少なくともＲＦ送信サイクル中に、ＲＦ受信アンテナデバイスの検出器（又はアナログ又はデジタル）の入力部に、少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる電流に比例する第１の信号を結合する。いくつかの実施形態では、ＲＦ受信サイクル中にも、第１の信号を検出器の入力部に結合する。他の実施形態では、ＲＦ受信サイクルとＲＦ送信サイクルの電流を測定するために別々の検出器が提供される。多くのバリエーションが可能であり、そのうちの少なくともいくつかを図３～図７に関して説明している。
【0079】
[0085] ステップ８５０において、検出器からプロセッサに、少なくともＲＦ送信サイクル中に少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる電流の大きさを示す又は表すアナログ信号又はデジタル信号（例えば、信号３５０）を出力する。ここでも、いくつかの実施形態では、検出器はＲＦ受信サイクル中にも信号を出力する。他の実施形態では、ＲＦ受信サイクルとＲＦ送信サイクルの電流を測定するために別々の検出器が提供される。
【0080】
[0086] ステップ８６０において、信号が、ＲＦ送信サイクル中に少なくとも１つのＲＦ受信コイルを流れる電流の大きさが閾値よりも大きいことを示すと、送信ＲＦ磁場を中断する。閾値は、ＭＲＩシステムの設計者又はＭＲＩシステムのオペレータによって、安全性又は他の理由のためにＲＦ送信サイクル中にＲＦ受信コイルを流れる電流の最大許容大きさを表すものとしてて選択される。
【0081】
[0087] ステップ８７０において、上記のステップ８３０に対応して、ＲＦ受信サイクル中に検出器によって出力されるデジタル信号に少なくとも部分的に基づいて、患者又は被検者の１つ以上の関心領域の磁気共鳴画像を生成する。
【0082】
[0088] ステップ８８０において、検出器によって出力されるデジタル信号に基づいて、少なくとも１つのＲＦ受信コイルの直列経路に接続された制御可能な可変インピーダンス要素を制御する。例えば、ＲＦ受信サイクル中に、制御可能な可変インピーダンス要素は、非常に低いインピーダンスを有するように制御される。一方、ＲＦ送信サイクル中は、制御可能な可変インピーダンス要素のインピーダンスは、前述したように、Ｂ１磁場を既知の且つ制御された手法で歪める（Ｂ１「シミング」）ために、ＲＦ受信コイルを流れる電流の振幅及び位相を制御するように選択される。また、前述したように、これは、組織のＲＦ励起を局在化して比吸収率（ＳＡＲ）を低減し、人体の自然の伝導率によって引き起こされる局所的な画像強度シェーディング影響を打ち消し、及び／又は空間エンコード、又は一般的な変更されたｋ－空間軌道の目的で、ＲＦ受信コイルからＲＦ位相勾配を作成することに効果的であり得る。
【0083】
[0089] 図７で説明したように、ＲＦ受信サイクル中にループ電流を測定するために第２のＡＤＣ７３０ｂが存在するいくつかのバリエーションでは、ステップ８８０において更に、第２のＡＤＣ７３０ｂによって出力された第２のデジタル信号に基づいて制御可能な可変インピーダンス要素を制御する。この場合、可変インピーダンス要素の制御は、送信ＲＦサイクル及び受信ＲＦサイクルの両方から収集された情報に依存する。多くのバリエーションが考えられる。
【0084】
[0090] 図８に示されているステップの順序は、ステップを説明するための順序に過ぎず、ステップが必ずしもその順序で実行されることを示すものではないことが理解されるべきである。実際には、ステップの多くは互いに同時に実行され、また、ステップの多くは繰り返し実行される。実際、一般に、これらのステップは、磁気共鳴データを収集し、且つＭＲＩシステムの安全な動作を確保する方法で継続的に実行され得ることが理解されるべきである。更に、例えば、いくつかの実施形態では、ステップ８８０は省略されてもよい。
【0085】
[0091] 本発明の概念には、データ処理システム（プロセッサ１１８など）に、本明細書に説明される方法を実行させる命令を保存するコンピュータ可読媒体も包含されている。コンピュータ可読媒体は、米国特許法第１０１条下で特許可能な主題を構成する任意の媒体であると定義され、米国特許法第１０１条下で特許可能な主題を構成しない任意の媒体を除外する。このような媒体の例としては、コンピュータ又はデータ処理システムが読み取り可能な形式で情報を保存するコンピュータメモリデバイスなどの非一時的媒体が挙げられる。非一時的媒体のより具体的な例は上に記載されている。
【0086】
[0092] トレンドベースの解析について、いくつかの代表的な実施形態を参照して説明したが、これまで使用した言葉は、限定の言葉ではなく、説明及例示の言葉であることが理解される。かん流シフト測定の範囲及び趣旨から逸脱することなく、現在提示されている及び補正されている添付の特許請求の範囲内で、その態様において、変更を行ってもよい。かん流シフト測定について、特定の手段、材料、及び実施形態を参照して説明したが、かん流シフト測定は、開示された詳細に限定されることを意図したものではない。むしろ、かん流シフト測定は、添付の特許請求の範囲にあるような全ての機能的に同等の構造、方法、及び使用にまで及ぶ。
【0087】
[0093] 本明細書で説明する実施形態の説明図は、様々な実施形態の構造の一般的な理解を提供することを目的としている。説明図は、本明細書で説明する開示の全ての要素及び特徴を完全に説明するものではない。他の多くの実施形態は、本開示を検討した際に、当業者には明らかであろう。本開示の範囲から逸脱することなく、構造的及び論理的な置換や変更を行うことができるなど、他の実施形態を本開示から利用し、派生させることができる。更に、説明図は、代表的に過ぎず、縮尺どおりではない場合がある。説明図中の特定の割合は誇張されている場合があり、他の割合は最小化されている場合がある。したがって、本開示及び図は、制限的ではなく、例示的なものとみなされるべきである。
【0088】
[0094] 本開示の１つ以上の実施形態は、「発明」という用語によって、便宜上のためだけに、且つ本出願の範囲を自発的に特定の発明又は発明概念に限定することを意図せずに、個別に及び／又は集合的に本明細書で参照され得る。また、本明細書には、特定の実施形態が例示及び説明されているが、同じ又は類似の目的を達成するように設計された後続の配置を、示されている特定の実施形態と置き換えることができることを理解すべきである。本開示は、様々な実施形態の任意の且つあらゆるその後の適応又は変化を対象とすることを意図している。上記の実施形態と、本明細書には具体的には説明されていない他の実施形態との組み合わせは、説明を検討した際に、当業者には明らかであろう。
【0089】
[0095] 本開示の要約書は、連邦規則集３７編規則１．７２（ｂ）に準拠するために提供されており、また、特許請求の範囲又は意味を解釈又は限定するために使用されないという理解の下に提出されている。また、上記の「発明を実施するための形態」では、本開示の合理化を目的として、様々な特徴を単一の実施形態にまとめたり、説明したりしている可能性がある。本開示は、請求項に係る実施形態が各請求項で明示的に記載されているものよりも多くの特徴を必要とするという意図を反映しているとして解釈されるものではない。むしろ、以下の特許請求の範囲が示すように、発明の主題は、開示された実施形態のいずれかの全ての特徴よりも少ないものを対象とする可能性がある。したがって、以下の特許請求の範囲は、「発明を実施するための形態」に組み込まれ、各請求項は、請求項に係る個別の主題を定義するものとして自立している。
【0090】
[0096] 開示された実施形態の前述の説明は、当業者であれば誰でも、本開示で説明する概念を実践できるようにするために提供されている。したがって、上記の開示された主題は、制限的ではなく、例示的とみなされる。また、添付の特許請求の範囲は、本開示の真の趣旨及び範囲に該当する、全てのそのような修正、増強、及び他の実施を対象とすることを目的としている。したがって、法律で認められる最大限の範囲において、本開示の範囲は、以下の特許請求の範囲及びその同等物の許容される最も広範な解釈によって決定されるものとし、前述の詳細な説明によって制限又は限定されるものではない。
【図1】
【図2】
【図3】
【図4】
【図5】
【図6】
【図7】
【図8】
【国際調査報告】