(57)【要約】  高い信号対雑音比（ＳＮＲ）を有する特殊なイメージングコイルを用いた核磁気共鳴画像法のための方法と装置である。カーボンナノチューブのようなバリスティック電気伝導体を含むイメージング  そして／または  ラジオ周波数受信コイルであって、そのバリスティック電気伝導体は、長さと共に著しくは増加しない抵抗を有する。それらの改善されたＳＮＲ特性によって、同一の画質のためにより小さい静磁場の強さを用いるシステム設計が構築可能であり、現存するＭＲＩシステムでの画像の改善に加えてシステムのサイズ、コストの実質的低減がもたらされる。【選択図】図２
2009511232.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
改善された信号対雑音比を有する核磁気共鳴画像法システムであって、：
低い磁場の強さを持つ静磁場を提供するための磁石システムと、；
本質的にカーボンナノチューブ材料から成るコイル状の電気伝導要素：を含む、少なくとも１つのＲＦ受信コイル集合体と、；
大きな品質係数を持つＲＦ受信回路と、
を含むシステム。
【請求項２】
前記品質係数が実質的に１００である、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記品質係数が１５よりも大きい、請求項１に記載のシステム。
【請求項４】
前記静磁場を提供するための磁石システムは１．５テスラより小さい強さの磁場を提供する、請求項１に記載のシステム。
【請求項５】
前記静磁場を提供するための磁石システムは０．１から１．５テスラの間の強さの磁場を提供する、請求項１に記載のシステム。
【請求項６】
前記静磁場を提供するための磁石システムは０．０２テスラから３．００テスラの間の強さの磁場を提供する、請求項１に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項７】
複数のＲＦ受信コイルを含み、各々の該ＲＦ受信コイルは本質的にカーボンナノチューブ材料から成るコイル状の電気伝導要素を含み、そして該複数のＲＦ受信コイルは、信号捕捉を改善するために位相配列として構成されている、請求項１に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項８】
前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルが、３から５００の間の、本質的にカーボンナノチューブ材料から成る電気伝導要素の完全な巻き線を持つ、請求項１に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項９】
前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルが、少なくとも３の、本質的にカーボンナノチューブ材料から成る電気伝導要素の完全な巻き線を持つ、請求項１に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項１０】
前記電気伝導の巻き線は、巻き線直径が５ｃｍと８０ｃｍとの間である、請求項９に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項１１】
前記電気伝導の巻き線は、巻き線の厚さが２０ナノメートルと５００ミクロンとの間である、請求項９に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項１２】
前記少なくとも１つのＲＦ受信コイル集合体が：
コイル状の電気伝導要素の向かい合ったペアを含み、各々のコイル状の電気伝導要素は本質的にカーボンナノチューブ材料から成り、該カーボンナノチューブ材料は薄いカーボンナノチューブフィルムの形をとり、該薄いカーボンナノチューブフィルムは、２０ナノメートルと５００ミクロンとの間のフィルム厚であって少なくとも３回転巻かれている、カーボンナノチューブフィルムの強く巻かれたリングとしての構造をとる、請求項１に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項１３】
前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルが、本質的にカーボンナノチューブ材料から成る電気伝導要素の巻き線の複数の層を含む、請求項１に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項１４】
前記磁石システムは永久磁石である、請求項１に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項１５】
前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルは操作者によって動かすことができる、請求項１に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項１６】
前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルは、前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルの位置と方向を感じとるためのセンサーを含む、請求項１に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項１７】
前記ＲＦ受信コイルは、渦巻きパターンでの複数の巻き線回転を持つコイル状の電気伝導要素を含む、請求項１に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項１８】
前記ＲＦ受信コイルは、円錐らせん状パターンでの複数の巻き線回転を持つコイル状の電気伝導要素を含む、請求項１に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項１９】
前記円錐らせん状パターンでの複数の巻き線回転を持つコイル状の電気伝導要素は、軸の長さＬが９ｃｍ程度である、請求項１８に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項２０】
前記円錐らせん状パターンでの複数の巻き線回転を持つコイル状の電気伝導要素は、５ｃｍから８０ｃｍの範囲の最大巻き線直径と、最大巻き線直径よりも２０倍まで小さい最小巻き線直径を持つ、請求項１８に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項２１】
前記コイル状の電気伝導要素は円錐らせん状パターンでの複数の巻き線回転を持ち、該複数の巻き線回転は、３の巻き線回転から５００の巻き線回転の間をとる、請求項１８に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項２２】
前記ＲＦ受信コイルは、円錐らせん状パターンでの複数の巻き線回転を持つ第１のコイル状の電気伝導要素を含み、これに続いて、少なくとも１つの、円錐らせん状パターンでの複数の巻き線回転を持つ第２のコイル状の電気伝導要素を有する請求項１に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項２３】
前記ＲＦ受信コイルは、強く巻かれたリングのパターンの複数の巻き線回転を持つコイル状の電気伝導要素を含む、請求項１に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項２４】
前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルは、渦巻きパターンでの複数の巻き線回転を持つコイル状の電気伝導要素を含む、請求項１に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項２５】
前記コイル状の電気伝導要素は、カーボンナノチューブ材料の、３と５００の間の完全な巻き線を持つ、請求項２４に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項２６】
前記コイル状の電気伝導要素における最内部の巻き線は、巻き線直径が実質的に１ｃｍであり、そこにおいて前記コイル状の電気伝導要素における最外部の巻き線は、巻き線直径が５ｃｍから８０ｃｍの間である、請求項２４に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項２７】
前記コイル状の電気伝導要素は渦巻きパターンでの複数の巻き線回転を持ち、該複数は少なくとも３の完全な巻き線の回転を含む、請求項２４に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項２８】
前記ＲＦ受信コイルはさらに、渦巻きパターンでの複数の巻き線回転を持つ第２のコイル状の電気伝導要素を含み、該第２のコイル状の電気伝導要素は、同じ巻き方向で、位置と方向を感じるためのセンサーを備えるコイル状の電気伝導要素に連続的に接続されている、請求項２４に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項２９】
請求項２８におけるコイル状の電気伝導要素と第２のコイル状の電気伝導要素が２ｍｍと１５ｍｍとの間の距離によって分離されている、請求項２８に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項３０】
３と１５との間の、連続的に接続された追加のコイル状の電気伝導要素をさらに含む、請求項２８に記載の核磁気共鳴画像法システム。
【請求項３１】
核磁気共鳴画像法システムであって：
静的不均一磁場をイメージングボリューム内部に提供するための磁石システムであって、該静的不均一磁場は該イメージングボリュームのある部分においては該イメージングボリュームの他の部分におけるよりもより強く、該他の部分においては静磁場がより弱い、磁石システムと、；
本質的にカーボンナノチューブから成るコイル状の電気伝導要素を含む、少なくとも１つのＲＦ受信コイルと、
を含み、
前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルは、：前記ＲＦ受信コイルからの磁場が、イメージングボリュームのある部分においては、前記ＲＦ受信コイルからの磁場がより弱いイメージングボリュームの他の部分におけるよりもより強くなるよう；そして、静的不均一磁場がより弱いイメージングボリュームの部分において、ＲＦ受信コイルからの磁場がより強くなるよう、配列されて、そして配置されている、システム。
【請求項３２】
核磁気共鳴画像法システムに用いるためのＲＦ受信コイル集合体であって、：
本質的にカーボンナノチューブ材料から成るコイル状の電気伝導要素と、；
大きな品質係数を持つＲＦ受信回路と、
を含むコイル集合体。
【請求項３３】
改善された信号対雑音比を有する核磁気共鳴画像法システムであって、：
磁場を提供するための磁石システムと、；
本質的にカーボンナノチューブ材料から成るコイル状の電気伝導要素：を含む、少なくとも１つのＲＦ受信コイル集合体と、；
１５よりも大きな品質係数を持つＲＦ受信回路と、
を含むシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
［関連出願への相互参照］
本出願は、ここに参照によって組み込まれる、出願番号６０／７２７，９２４であって、“高利得の核磁気共鳴画像法のための方法及び装置”と表題が与えられ、２００５年１０月１８日に出願された、米国仮特許出願の利益を享受するものである。
【０００２】
［発明の分野］
本発明は診断用の医療画像に関し、より詳細には高い信号対雑音比（ＳＮＲ：Ｓｉｇｎａｌ−ｔｏ−Ｎｏｉｓｅ−Ｒａｔｉｏ、以下ＳＮ比）における核磁気共鳴画像法に関する。
【０００３】
［発明の背景］
核磁気共鳴画像法（ＭＲＩ：Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ）技術は世界中の大規模医療施設において今日普及しており、医療の業務において非常に大きな利益をもたらした。この多用途の画像技術の更なる使用の増大を妨げる重大な要因は、ＭＲＩシステムの購入と維持管理の両方についての一般的に高いコストである。
【０００４】
そのようなシステムの設計と製造に関連するコストは、そのようなシステムを用いて撮像するための勾配磁場発生の必要性に加えて、主に、大きくて非常に均一な静磁場を発生させることの必要性にも起因する。そのような大きくて静的な場は高画質と高解像度を得るために現在要求されている。
【発明の開示】
【０００５】
［発明の概要］
本発明は、増加したＳＮ比を低い静磁場の強さとトレードオフするために高ＳＮ比（ＳＮＲ）のイメージングコイルを使用する、核磁気共鳴画像法のための方法と装置を含む。さまざまなコイル配列とシステム構成が発表されており、それらは、導体の長さによって著しく増大することはない抵抗を有する導電体（“バリスティック伝導体（ｂａｌｌｉｓｔｉｃ  ｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）”と呼ばれる）、例えばカーボンナノチューブ材料から作られる導電体など、で作られる抵抗の低いイメージングコイルの電気的性質を有効に使う。本発明の画像システムは均一な静磁場、ないしは特別に仕立てられた（ｓｐｅｃｉａｌｌｙ−ｔａｉｌｏｒｅｄ）不均一な静磁場を含むことができる。本発明はまた、重量も低く、そしてある場合には、持ち運びできるように十分重量と容積が低い、高品質の統合画像システムを構築するための方法を提供する。
【０００６】
本発明のイメージングコイルは、撮像されるべきサンプルにおいて歳差運動する陽子スピン（ｐｒｅｃｅｓｓｉｎｇ  ｐｒｏｔｏｎ  ｓｐｉｎ）が発するラジオ周波数（ＲＦ：ｒａｄｉｏ  ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）信号を捕らえるために使用される。さらには、サンプルにおいて陽子スピンを反転（ｆｌｉｐ）させるために（その結果それら陽子スピンの歳差運動を引き起こす）必要なＲＦ信号を送信するために、同様のコイルを送信コイル（ｔｒａｎｓｍｉｔｔｅｒ  ｃｏｉｌ）として使用することもできる。
【０００７】
本発明のイメージングコイルの構成は、コイルにより生み出される、イメージングボリューム内部での磁場Ｂ１をコイルを流れる単位電流当たりで最適化最大化するために、カーボンナノチューブにおけるバリスティック伝導の性質を有効に使う。本発明に従って、カーボンナノチューブ導体は薄いフィルムにされ、そのフィルムはそれからコイルとコイル配列に形成されるのであり、それらコイルとコイル配列は、比較的大きい磁場Ｂ１をイメージングボリューム内部に作り出し、一方でまた比較的小さい電気抵抗を有し、したがって非常に高いＳＮＲ値をもたらす。
【０００８】
さらには、コイルにおけるカーボンナノチューブ材料のバリスティック伝導性は、大きな品質係数（Ｑｕａｌｉｔｙ  Ｆａｃｔｏｒ）を持つＲＦ受信回路の作成を可能にする。大きな品質係数は最大限の受信能力（ｐｏｗｅｒ  ｒｅｃｅｐｔｉｏｎ）を意味含んでおり、したがって、高度に選択的な撮像能力を持つ核磁気共鳴画像法システムを提供するために、高い信号の質と狭い帯域幅を提供する。それゆえに到達できる狭い帯域幅は、不均一静磁場の存在の中での効率的な撮像のために使用することができ、そこではしたがって撮像のためのスライス選択性（ｓｌｉｃｅ  ｓｅｌｅｃｔｉｖｉｔｙ）が改善される。
【０００９】
著しく改善された本発明における受信コイルのＳＮＲ特性によって、公知の磁石システム（ｍａｇｎｅｔ  ｓｙｓｔｅｍｓ）における強さＢ１の磁場をもって可能であるのと同じ撮像の質を提供するために、より小さい強さＢ１の静磁場を使用することができる。こうして、本発明においてはより小さい磁石システムを使用することができ、したがってそれは結果的に、著しくサイズの減少した、そして著しくシステムコストが低減した、核磁気共鳴画像法システムをもたらす。反対に、標準的なイメージングコイルを用いて得られる画像に比較して著しく画像の質と画像の解像度が改良された画像を得るために、標準的な強度Ｂ１の静磁場と、本発明におけるコイルとコイル配列とを、使用することができる。
【００１０】
例えば、本発明の核磁気共鳴画像法システムは、本質的にカーボンナノチューブ材料から成る電気伝導体を含む少なくとも１つのＲＦ受信コイルから電気的な信号を受信するのであり、少なくとも７ｃｍ×７ｃｍ×７ｃｍのボリュームのリアルタイム３次元ボリューム画像データを、１ｍｍ×１ｍｍ×１ｍｍに等しいかさらに小さいボクセル（ｖｏｘｅｌ）サイズを用いて、そして１秒間当たり１０フレームよりも優れた速度で、捕らえることができる。本発明の一般的態様において、改善されたＳＮ比を持つ核磁気共鳴画像法システムが提供される。そのシステムは、低い磁場の強さを持った静磁場を提供するための磁石システムと；本質的にカーボンナノチューブ材料から成るコイル状の電気伝導要素を含む、少なくとも１つのＲＦ受信コイル集合体と；大きな品質係数を持つＲＦ受信回路とを含む。
【００１１】
１つの好ましい実施形態において、品質係数は実質的に１００である。ある代わりの実施形態において、品質係数は１５よりも大きい。
【００１２】
ある別の好ましい実施形態において、静磁場を提供するための磁石システムは、約１．５テスラ（Ｔｅｓｌａ）未満の強さの磁場を提供する。ある代わりの実施形態において、静磁場を提供するための磁石システムは、０．１テスラから１．５テスラの間の強さの磁場を提供する。他の実施形態において、静磁場を提供するための磁石システムは、０．０２テスラと３．００テスラとの間の強さの磁場を提供する。
【００１３】
いくつかの好ましい実施形態において、複数のＲＦ受信コイルが含まれ、各々のＲＦ受信コイルは本質的にカーボンナノチューブ材料から成るコイル状の電気伝導要素を含み、その複数のＲＦ受信コイルは、信号捕捉を改善するために位相配列（ｐｈａｓｅｄ  ａｒｒａｙ）として構成されている。
【００１４】
ある好ましい実施形態において、その少なくとも１つのＲＦ受信コイルは、本質的にカーボンナノチューブ材料から成る電気伝導要素の、３から５００の完全な巻き線（ｗｉｎｄｉｎｇ）を持つ。他の実施形態において、その少なくとも１つのＲＦ受信コイルは、本質的にカーボンナノチューブ材料から成る電気伝導要素の、少なくとも３の完全な巻き線を持つ。更なる実施形態において、電気伝導の巻き線は、巻き線直径が５ｃｍと８０ｃｍとの間である。ある別の更なる実施形態において、電気伝導の巻き線は、巻き線の厚さが２０ナノメートルと５００ミクロンとの間である。
【００１５】
さらに他の実施形態において、その少なくとも１つのＲＦ受信コイル集合体はコイル状の電気伝導要素の向かい合った（ｏｐｐｏｓｅｄ）ペアを含み、各々のコイル状の電気伝導要素は本質的にカーボンナノチューブ材料から成り、そのカーボンナノチューブ材料は薄いカーボンナノチューブフィルムの形をとり、その薄いカーボンナノチューブフィルムは、２０ナノメートルと５００ミクロンとの間のフィルム厚であって少なくとも３回転巻かれている、カーボンナノチューブフィルムの強く巻かれたリングとしての構造を取る。
【００１６】
さらに他の好ましい実施形態において、その少なくとも１つのＲＦ受信コイルは、本質的にカーボンナノチューブ材料から成る電気伝導要素の巻き線の、複数の層を含む。
【００１７】
好ましい実施形態において、その磁石システムは永久磁石である。
【００１８】
他の好ましい実施形態において、その少なくとも１つのＲＦ受信コイルは、操作者により動かされてよい。代わりの好ましい実施形態において、その少なくとも１つのＲＦ受信コイルは、その少なくとも１つのＲＦ受信コイルの位置と方向を感じとるためのセンサーを含む。
【００１９】
さらに他の好ましい実施形態において、そのＲＦ受信コイルは、渦巻きパターンでの複数の巻き線回転を持つコイル状の電気伝導要素を含む。
【００２０】
さらに他の好ましい実施形態において、そのＲＦ受信コイルは、円錐らせん状パターンでの複数の巻き線回転を持つコイル状の電気伝導要素を含む。更なる好ましい実施形態において、その円錐らせん状パターンでの複数の巻き線回転を持つコイル状の電気伝導要素は、軸の長さＬが９ｃｍ程度である。ある別の更なる実施形態において、その円錐らせん状パターンでの複数の巻き線回転を持つコイル状の電気伝導要素は、５ｃｍから８０ｃｍの範囲の最大巻き線直径と、最大巻き線直径よりも２０倍まで小さい最小巻き線直径を持つ。さらに、ある別の更なる実施形態において、そのコイル状の電気伝導要素は円錐らせん状パターンでの複数の巻き線回転を持ち、そしてその複数の巻き線回転は、３の巻き線回転から５００の巻き線回転の間をとる。
【００２１】
ある好ましい実施形態において、ＲＦ受信コイルは、円錐らせん状パターンでの複数の巻き線回転を持つ第１のコイル状の電気伝導要素を含み、これに続いて、少なくとも１つの、円錐らせん状パターンでの複数の巻き線回転を持つ第２のコイル状の電気伝導要素を有する。
【００２２】
ある別の実施形態において、ＲＦ受信コイルは、強く巻かれたリングパターンの複数の巻き線回転を持つコイル状の電気伝導要素を含む。
【００２３】
さらにある別の好ましい実施形態においては、その少なくとも１つのＲＦ受信コイルは、渦巻きパターンでの複数の巻き線回転を持つコイル状の電気伝導要素を含む。更なる実施形態においては、そのコイル状の電気伝導要素は、カーボンナノチューブ材料の、３と５００の間の完全な巻き線を持つ。さらに、更なる実施形態においては、コイル状の電気伝導要素における最内部の巻き線は、巻き線直径が実質的に１ｃｍであり、そこにおいてコイル状の電気伝導要素における最外部の巻き線は、巻き線直径が５ｃｍから８０ｃｍの間である。なおいっそう、更なる実施例においては、その電気伝導要素は渦巻きパターンでの複数の巻き線回転を持ち、その複数は少なくとも３の完全な巻き線の回転を含む。ある別の更なる実施形態において、そのＲＦ受信コイルはさらに、渦巻きパターンでの複数の巻き線回転を持つ第２のコイル状の電気伝導要素を含み、その第２のコイル状の電気伝導要素は、同じ巻き方向で、位置と方向を感じとるためのセンサーを備えるコイル状の電気伝導要素に連続的に接続されている。さらにある別の更なる実施形態において、位置と方向を感じとるためのセンサーを備えるそのコイル状の電気伝導要素と、その第２のコイル状の電気伝導要素とは、２ｍｍから１５ｍｍの間の距離によって分離されている。さらにある別の更なる実施形態においては、３と１５との間の、連続的に接続された追加のコイル状の電気伝導要素をさらに含んでいる。
【００２４】
本発明におけるある別の一般的態様において、核磁気共鳴画像法システムは、イメージングボリュームのある部分においてはイメージングボリュームの他の部分（そこにおいては静磁場がより弱い）におけるよりもより強くなるような静的不均一磁場をイメージングボリューム内部に提供するための磁石システムを含むのであり；
そして本質的にカーボンナノチューブから成るコイル状の電気伝導要素を含む、少なくとも１つのＲＦ受信コイルを含むのであり、
その少なくとも１つのＲＦ受信コイルは、：ＲＦ受信コイルからの磁場が、イメージングボリュームのある部分においてはイメージングボリュームの他の部分（そこにおいてはＲＦ受信コイルからの磁場がより弱い）におけるよりもより強く；そして、静的不均一磁場がより弱いイメージングボリュームの部分において、ＲＦ受信コイルからの磁場がより強くなるように、配列されて、そして配置されている。
【００２５】
核磁気共鳴画像法システムで用いるための、本発明のある別の一般的態様においては、本質的にカーボンナノチューブ材料から成るコイル状の電気伝導要素と；大きな品質係数を持つＲＦ受信回路とを含む、ＲＦ受信コイル集合体が提供される。
【００２６】
さらに、本発明のある別の一般的態様において、改善されたＳＮ比を持つ核磁気共鳴画像法システムが提供される。そのシステムは磁場を提供するための磁石システムを含み；そして本質的にカーボンナノチューブ材料から成るコイル状の電気伝導要素と：１５より大きい品質係数を持つＲＦ受信回路とを含む少なくとも１つのＲＦ受信コイル集合体、を含む。
【００２７】
［詳細な説明］
本発明における画像システムは、撮像されるべき所望のボリューム内部に均一または不均一な静磁場を生み出すための、少なくとも１つの磁石を有する磁石システムを、少なくとも１つのラジオ周波数（ＲＦ）送信コイル（ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ  ｃｏｉｌ）と共に含み、そして少なくとも１つの、例えばカーボンナノチューブの形をとったカーボンのようなバリスティック電気伝導体から作られるＲＦ受信コイルを含む。
【００２８】
カーボンナノチューブは、多くの興味深い電気的、機構的、そして熱的特性を有する。特に、カーボンナノチューブはバリスティックな電子輸送の特徴を持ち（その導体によって輸送される電子は、輸送の間、著しくは散乱されない）、それは、その導体によって電流に与えられる電気抵抗が長さと共に増加しない程である。対照的に、標準的な（金属の）導電体の抵抗は長さと共に線形的に増加し、他の物も同様である。さらには、バリスティック伝導体は、抵抗が周波数と共に増加するような表皮効果を呈さない；実際には、ＭＲ画像法に特有のＭＨｚ周波数範囲においてカーボンナノチューブは、弱く減少する、抵抗の周波数依存性を示す（このことは例えば、非特許文献１において論じられている）。
【００２９】
最近、実用的な長さのカーボンナノチューブ導体を薄いシートの形に加工するプロセスが開発された（非特許文献２）。これら薄いシートは５０ナノメートルと同程度まで薄くすることができる。そのようなシートで構成される受信コイルは、バリスティック伝導性の特徴と、金属の（散乱する）導体に共通である表皮効果がないということとによって、非常に低い内因性抵抗を有する。
【００３０】
ＭＲＩにおける画質と画像の解像度は、システムに使われるイメージングコイルをもって得られるＳＮ比に直接的に依存する。核磁気共鳴画像法における全体のＳＮ比（ＳＮＲ）は、使われるイメージングコイルの特徴だけでなくシステムにおいて使われる静的な場の強さにも依存し、そして以下の比例関係によって決定される：
【数１】
2009511232.tif 000003
ここでＢ0は静的な場の強さであり、Ｂ1はイメージングコイルによって生み出される、そこを流れる単位電流あたりの磁場であり、そしてＲeff＝（Ｒbody＋Ｒcoil）は、患者の体の中での、そしてイメージングコイル自体の中での抵抗損失に起因する、実効抵抗（ｅｆｆｅｃｔｉｖｅ  ｒｅｓｉｓｔａｎｃｅ）（純抵抗（ｎｅｔ  ｒｅｓｉｓｔａｎｃｅ）とも呼ばれる）である。
【００３１】
こうして、より小さな強さＢ0の静磁場と共に使われたときに、より感度の高いコイル（すなわち、より大きな場Ｂ1と、より小さな実効抵抗Ｒeffを持つコイル）は同じＳＮＲを生むことができる；上記関係から、コイルＳＮＲ値、Ｂ1／ｓｑｒｔ（Ｒeff）、における因数４でのいかなる増加も、同じＳＮＲ値を維持するために必要とされる静的な場の強さＢ0の倍数での減少（ｔｗｏ−ｆｏｌｄ  ｄｅｃｒｅａｓｅ）を与えることが明らかである。対応して、所定の画質、または解像度のために必要とされるＭＲＩシステムのサイズは、コイルＳＮＲが増加するに従い減少する。
【００３２】
カーボンナノチューブの形をとるカーボンのようなバリスティック伝導体から作られたイメージングコイルは、実効ＳＮＲにおける一桁の増加（ａｎ  ｏｒｄｅｒ  ｏｆ  ｍａｇｎｉｔｕｄｅ  ｉｎｃｒｅａｓｅ）を与えることができる。これは、減少した内因性抵抗Ｒcoilと、イメージングコイルにおいて使うことができるそのような導体（この導体の抵抗は、巻き線の長さの増加と共に、著しくは増加しない）の多くの巻き線回転により生み出される、より大きな場Ｂ1との両方に起因する。薄いフィルムの形に加工されるので、たとえ多くの巻き線回転を持つとしても、イメージングコイルの重量もまた小さくできる。
【００３３】
本発明のコイルはカーボンナノチューブ導体から作られるのだが、そのコイルを電子回路（典型的には金属導体や半導体、ないしは金属と半導体の構成要素の組み合わせを採用する）に接続することは、当該技術分野において公知である。例えば、カーボンナノチューブコイルを金属元素または電極に接続するための公知の方法は、非特許文献３において論じられている（非特許文献３）。こうして、当該技術分野における平均的な技術を持つ者は、単に高分子フィルムのような適正な基板上でカーボンナノチューブ導体を所望の形状に巻き、そして金属導体をカーボンナノチューブ導体の自由端に付着させることによって、本発明におけるカーボンナノチューブコイルを、核磁気共鳴画像法システムで使用するのに適正な形に加工することができる。金、銅、パラジウム、白金、または銀などの導電性金属における周知な沈着方法を用いて金属導体を付着させることは公知である。そのような沈着は、カーボンナノチューブ−金属  接合点を形成するための溶かした金属ペーストの直接塗布、機械的圧力の適用下での蒸着、スパッタリング過程の使用、または同様な当業者によく知られた様々な他の手法による公知の方法を使ってなされ得ることもまた知られている。上述の参照で説明されているように、標準的なミクロリソグラフ（ｍｉｃｒｏｌｉｔｈｏｇｒａｐｈｉｃ）技法、またはマスクされた沈着（ｍａｓｋｅｄ  ｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎ）の技法がこの点において有用である。
【００３４】
当該技術分野において知られているように（例えば非特許文献２に教示されるように）、カーボンナノチューブのマイクロ波吸収特性をうまく利用することによって、カーボンナノチューブシートはお互い連続的に付着させることができる。局部的溶解を引き起こすマイクロ波を用いた適切な照射の下で、周囲の基板に閉じ込められたナノチューブ−ポリマー基板接合点またはナノチューブ−ナノチューブ接合点のサンドイッチ構造に加えて、ナノチューブ−ナノチューブ接合点を形成することもできる。これらの手法によって、必要ならば、個別のナノチューブシート、またはシートの積み重ねが、電気的接続性を維持しつつお互いに結合される。ある実施形態において、そのような長い導体を効率的に作り出す延長技法または手法は、複数の回転、巻き、またはより複雑な構造を含み、本発明において別の箇所で説明されている形状を含む、特殊なコイル形状の構築のために使われる。
【００３５】
カーボンナノチューブは単層または多層のいずれかにできることが知られており、そしてそれら両方の構築手法は公知であって、文献中に説明されている。多層ナノチューブは非特許文献２において説明されているシート延伸方法（ｓｈｅｅｔ  ｄｒａｗｉｎｇ  ｍｅｔｈｏｄ）において採用されている一方、例えば、非特許文献４では、水を用いた（ｗａｔｅｒ−ａｓｓｉｓｔｅｄ）単層カーボンナノチューブの合成のための技法が説明されている。この技法は、模様のある、シート、柱、そしてナノチューブフォレスト（ｎａｎｏｔｕｂｅ  ｆｏｒｅｓｔｓ）を含む高度に組織化されたナノチューブ構造を提供することができ、シートまたはフィルムのようなより巨視的な構造が、そこから延伸過程によって加工生成される。シリコンなど適正な基板と共に、鉄ナノ粒子などの触媒の存在は、しばしば最初のナノチューブ構造またはフォレストの成長のためになることが知られている。いくつかの場合において、水素など適切なドープ剤（ｄｏｐｉｎｇ  ａｇｅｎｔ）は、ナノチューブフォレストから引き伸ばされたシートの抵抗における更なる減少を生む。単層ナノチューブと多層ナノチューブ両方のドーピングの有利な点は、例えば非特許文献２において説明されている。
【００３６】
上記の例でのフィルムやシートの構築手法は、例示する目的のためのみに論じられている。当業者は、請求項の通りである本発明の範囲から逸脱することなく、加工または構築手法を、工夫し交互に入れ替えることができる。
【００３７】
追加の恩恵として、本発明のイメージングコイルの低い抵抗は、大きな品質係数を持つ受信エレクトロニクス回路（ｒｅｃｅｉｖｉｎｇ  ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ  ｃｉｒｃｕｉｔｒｙ）を含む、コイル集合体を組み立てるために使うことができる。このことは、回路においてわずかのエネルギーしか散逸しないことと、そしてより多くの生の信号を、増幅とその後に続く処理に利用できることとを意味する。それはまた、非常に正確な画像スライス選択が可能であるような、非常に狭い信号の帯域幅が得られるということを意味する。このことは不均一な静磁場を用いての撮像にも有用であり、そこにおいては、後に続く処理と画像の再構築のための、適正に成型した空間的スライスの組からのデータを得るために、適正な周波数範囲に渡る入念に同調されたラジオ周波数の組を使うことが必要である。
【００３８】
ある好ましい実施形態において、（撮像されるべきボリュームからの）信号のピックアップが所望されているラジオ周波数を中心とする、狭い帯域幅内での最大限の応答を保証するための正しいチューニング（同調）を選択するために、カーボンナノチューブイメージングコイルは電子回路に接続されるのであり、それは最適に共鳴信号を提供するためである。その回路が信号増幅を含んでもよいことは広く知られている。イメージングコイルは一般的に、抵抗、インピーダンス、電気容量などの電気的特性の特定の組を、それに関連して有することを、当業者は知っている。当業者はまた、電子回路は一般的に、抵抗器、コンデンサ、インダクタのような標準的構成要素を、興味ある周波数を中心とする所望の共鳴応答を得られるように配置して含むことを知っている。様々な回路設計が可能であり、そしてそのようなエレクトロニクスの特定の設計は、便利さ、実装の容易さ、そして最適性に依存することができるものであることは、当業者にとってよく知られている通りである。
【００３９】
その回路は、送信局面（他の送信コイルが、撮像されるべきサンプルまたは人体（ａｎａｔｏｍｙ）の中で陽子の歳差運動を発生させるＲＦ信号を送信するために使われる）の間、イメージングコイルを離調する手法を併せて含んでもよいということも、また知られている。さらには、その離調が、送信局面の間にイメージングコイルの中で大電流が誘導されることを妨げる、ということが知られている。そのような離調はＰＩＮダイオードまたは他の当業者に知られた標準的手法の適切な使用によって達成され、そしてその離調は適切な電圧信号によって駆動するのが標準的である。電子受信回路の一部として、選択的に可変コンデンサまたはバラクタ（ｖａｒａｃｔｏｒ）を使うこともできることが知られている。当該技術分野で周知なように、回路は適切な高さの回路品質係数を提供するよう、設計できる。典型的には、電子回路からの信号がＭＲ画像法システムに適切な手段、例えば同軸ケーブルを経て供給されように、ＭＲ画像法システムへの入力インピーダンスを合わせるよう、回路は設計される。そのような回路は、例えば、非特許文献５において説明されている。
【００４０】
静磁場が不均一であり、そして複数のラジオ周波数を感知することが必要な場合においては、コイル電子装置は、電圧駆動コンデンサ（ｖｏｌｔａｇｅ−ｄｒｉｖｅｎ  ｃａｐａｃｉｔｏｒ）等の構成電子部品の適正な動的チューニングによって全ての周波数範囲に渡る最適な共鳴応答を達成するよう、当業者によって提供されることができる。言及された特定の回路設計要素は例示するためのものであり、請求項の通りである本発明の範囲内に留まったままで、当業者が他の設計要素を使うことは可能である（例えば非特許文献５を参照）。
【００４１】
ある実施形態においては、ＲＦ信号の送信と受信とに同じＲＦコイルが使われてよい。別のある実施形態においては、送信と受信とに異なったＲＦコイルが使われる。これら実施形態のどちらの場合においても、少なくとも１つの受信コイルにおける導電体は、カーボンナノチューブのようなバリスティック伝導体から作られている。イメージングボリュームに関して適正に配置された少なくとも１つの磁石によって、静的な磁場が生み出される。その少なくとも１つの磁石は、ネオジム−鉄−ホウ素（Ｎｅｏｄｙｍｉｕｍ−Ｉｒｏｎ−Ｂｏｒｏｎ）のような上等な磁性体で構築された永久磁石であってよいし、または超伝導体を通流する大電流によって発生する磁場を持つ超伝導電磁石であってもよい。
【００４２】
ある望ましい実施形態において、イメージングボリュームとして使うことを意図されている適正なボリュームの内部における、注文どおりの（ｔａｉｌｏｒｅｄ）磁場の不均一パターンを生み出すために、磁石システムは特別に設計される。この場合において、その空間的な場の勾配分布は慎重に決められる。場の強さの値の変動幅は、場の強さの増分の組にサブ分割（ｓｕｂ−ｄｉｖｉｄｅｄ）され、その各々が、特定のラジオ周波数に対応し、そして特定のラジオ周波数と共に撮像されるのであり、それによってスライス選択を実行する。
【００４３】
ＲＦパルスは、大部分が単一振動数（ｓｉｎｇｌｅ−ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）のパルスの組として、または複数の関連する周波数を組み入れたパルスとして、または全体の周波数範囲を包み込んだ、完全に広帯域の信号として、関連のある周波数範囲に渡って加えられる。これらＲＦパルスは、選択されたスライスの中の陽子スピンを傾けたり（ｔｉｐ）反転させる（ｆｌｉｐ）するのに役立つ。その後、スピンは自らを局所的静的場に整列させるように歳差運動し、そしてその過程において、受信／イメージング  コイルによって感知されるＲＦ波を放射する。ある実施例においては、第１の周波数範囲に対応するスライス中で歳差運動するスピンによって放射されるＲＦ信号が受信コイルにより感知される間に、第２の周波数範囲に渡るＲＦパルスが、別個の離れた送信コイルによって送信される。このように、ＲＦ信号の捕捉と送信が混ぜ込まれうる（ｉｎｔｅｒｌｅａｖｅｄ）。少なくとも１つの勾配磁場発生コイルの組を与えることができ、そしてそれを、標準的ＭＲ撮像において行われるように、陽子の密度を空間的にエンコードするために使うことができる。
【００４４】
ある別の好ましい実施例においては、カーボンナノチューブ導体イメージングコイルと共に使われる静磁場は、標準的ＭＲＩにおけるとおり均一となるよう設計され、そして信号捕捉プロセスは標準的パターンに従う。
【背景技術】
【００４５】
【非特許文献１】Ｙ．Ｐ．Ｚｈａｏ  ｅｔ  ａｌ，  Ｐｈｙｓｉｃａｌ  Ｒｅｖｉｅｗ  Ｂ，  Ｖｏｌｕｍｅ  ６４，  ２００１，  ｐ．２０１４０２（Ｒ）
【非特許文献２】Ｍ．Ｚｈａｎｇ  ｅｔ  ａｌ，  Ｓｃｉｅｎｃｅ，  Ａｕｇ．  １９，  ２００５，  ｐ．１２１５
【非特許文献３】Ｚ．Ｗｕ  ｅｔ  ａｌ，  Ｓｃｉｅｎｃｅ，  Ｖｏｌ．３０５，  ２７  Ａｕｇｕｓｔ  ２００４，  ｐ．１２７３．
【非特許文献４】Ｋ．Ｈａｔａ  ｅｔ  ａｌ，  Ｓｃｉｅｎｃｅ，  Ｖｏｌ．３０６，  １９  Ｎｏｖ．  ２００４，  ｐ．１３６２
【非特許文献５】Ｅ．Ａｔａｌａｒ  ｅｔ  ａｌ，  “Ｈｉｇｈ  Ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ  Ｉｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ  ＭＲＩ  ａｎｄ  ＭＲＳ  ｕｓｉｎｇ  ａ  Ｃａｔｈｅｔｅｒ  Ｒｅｃｅｉｖｅｒ  Ｃｏｉｌ”，  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，  Ｖｏｌ．３６，  Ｎｏ．４，  ｐｐ．５９６−６０５，  Ｏｃｔｏｂｅｒ  １９９６
【発明を実施するための最良の形態】
【００４６】
図１は不均一磁場のパターンを図解的に説明する。このパターンに存在する勾配は、撮像の目的のために使うことができる。より具体的には、磁石１１２によって生み出される磁場の強度が一定の等高面（ｉｓｏｓｕｒｆａｃｅ）１２５、１２７、１２９そして１３１が分かる。例示する目的のためのみに、興味あるボリューム内部での典型的な場の強さは、０．１テスラから０．５テスラの範囲であってよい。ある好ましい実施形態において、場の強さは、イメージングボリュームにおいて静的な場が最も低い部分では０．０３テスラの低さであってよく、そしてイメージングボリュームにおいて静的な場が最も高い部分では０．７テスラの高さであってよい。撮像の目的のためは、場のパターンは、およそ０．００８テスラずつのゾーンに分割される。そのようなゾーン１１５、１１８、そして１２１が図１に示されている。各々のゾーンは、関連する磁場の強さに対応した中央の周波数に同調されたＲＦ励起（ＲＦ  ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ）に対して感度が高い。各々のゾーン中のスピンがＲＦ送信によって励起される時、バリスティック伝導体イメージングコイルは、その後に続く、歳差運動で静磁場との整列に戻る信号としての緩和ＲＦ信号（ｒｅｌａｘａｔｉｏｎ  ＲＦ  ｓｉｇｎａｌ）を感知するために使われる。そのイメージングコイル中に使われるバリスティック伝導体は、現存する標準的ＭＲ画像コイル（金属導体で作られている）を越える、少なくとも１０から２０の範囲の因子でのＳＮＲ利得を提供することができる。既に述べたとおり、１６の因子でのＳＮＲにおける増加は、画質を維持するために必要とされる静的場の強さの強度における倍数４での（ｆｏｕｒ−ｆｏｌｄ）減少を意味含む。こうして、本発明の教示に従って構築される、０．３５テスラの静磁場の強さを用いての核磁気共鳴画像法システムは、標準的な１．５テスラのＭＲＩシステムで得られるものに匹敵する画質と解像度を与えることができる。
【００４７】
図２は、２０ナノメートルと５００ミクロンとの間のフィルム厚であって少なくとも３回転巻かれている、強く巻かれたリング１４１としての構造を取る薄いカーボンナノチューブフィルムの形での導電体による構造であるイメージングコイル１４０の実施例を示す。巻き線直径は５ｃｍから８０ｃｍの範囲にあってよい。この図はまた、システムの一部である永久磁石（図示していない）によって生み出される静磁場Ｂ0の一般的方向を示す。患者のテーブル１４３が、その頭１４５が明快となるよう示されている。その示されている構成において、コイルは撮像されるべき患者の側面に搭載されている。
【００４８】
もう１つの方法として、図３は、フィルム厚が２０ナノメートルと５００ミクロンの間であって少なくとも３回転巻かれている、カーボンナノチューブフィルムの強く巻かれたリング１４８、１５０の向かい合ったペアを示しており、それらは患者のどちらかの側面に使うことができる。このリング／イメージングコイル１４８、１５０のペアは、標準的な位相配列の形式でＭＲ撮像のために使うことができる。コイル１４８、１５０における巻き線１５２と１５４の方向はお互いに逆であり、その方向は各々の巻き線のために示されている。静磁場Ｂ0の一般的方向もまた示されている。
【００４９】
図４は、患者に近いコイルの部分で進行的により小さい巻き線直径である回転を有する一般的円錐らせん状カーボンナノチューブ巻き線として構築された、イメージングコイルの実施形態を示す。巻き線の軸の長さＬは約８ｃｍ程度の高さでよく；最大巻き線直径は５ｃｍから８０ｃｍの範囲内であり、そして最小巻き線直径は、最大巻き線直径よりも２０倍まで小さくてよい。巻き線の回転の総数は３から５００の範囲内でよい。コイルは、撮像されるべき患者の側面に搭載されている。再び、患者の側面に置かれたそのような一般的円錐らせん状コイルの向かい合ったペアは、さらにＳＮＲを最適化するために、位相配列の形で使うことができる。
【００５０】
図５は、患者に近いコイルの部分で進行的により小さい巻き線直径である回転を有する一般的円錐らせん状カーボンナノチューブ巻き線の繰り返しとして構築された、イメージングコイル実施形態の図解である。第１の巻きらせん１５９は、第２の巻きらせん１６１を伴う。各々のらせんにおける巻き線の軸の長さは８ｃｍ程度の長さでよく；最大巻き線直径は５ｃｍから８０ｃｍの範囲内であり、そして最小巻き線直径は、最大巻き線直径よりも２０倍まで小さくてよい。第１の巻きらせん１５９の最小直径巻き線回転を経て、導体は軸１６０の方向で戻り方向に、最大直径巻き線回転の軸方向断面に近づくように向けられ、そして一般的円錐らせん状巻き線パターンが、可能な軸方向オフセット（ａｘｉａｌ  ｏｆｆｓｅｔ）をもって繰り返される（１６１）。各々の巻きらせんの巻き線の回転の総数は、３から５００の範囲内であってよい。個別の巻きらせんの数は２と２０の間であってよく、その中で２つの個別の巻きらせんが図５には示されている。コイルは撮像されるべき患者の側面に搭載される。再び、患者の側面に置かれたそのような一般的円錐らせん状コイルの向かい合ったペア、または別の多数集合体は、さらにＳＮＲを最適化するために、位相配列の形で使うことができる。
【００５１】
図６は、カーボンナノチューブ導体を用いた渦巻きパンケーキ巻き線パターンに構築された、イメージングコイルの実施形態を示す。最内部の巻き線直径はほぼ１ｃｍと同程度であり、そして最外部の巻き線直径は５ｃｍから８０ｃｍの範囲内である。巻き線の回転の総数は、３から５００の範囲内であってよい。
【００５２】
図７は、カーボンナノチューブ導体の渦巻きパンケーキ巻き線からなる、２つの平行平面コイル１６５と１６７を含む、イメージングコイルの実施形態を示す。示されているように、２つの平行平面コイルは、各々の平面コイルが同じ巻き方向（巻きの軸について）で連続的に接続されている。各々の平面コイルは、図６に関して言及された単独の渦巻きパンケーキに関連した寸法を持っていてよい。平行平面コイル間の距離は２ｍｍと１５ｍｍの間であってよく；２から１５の、連続的に接続されたそのような平面コイルでイメージングコイルを形成してもよい。
【００５３】
図８は、真横から見たイメージングコイル１７０、１７３、１７６のトリオとしての好ましい実施形態を示す。示されているイメージング領域１７９の内部において、コイルのトリオにより生み出される正味の場Ｂ1１８１は、放射状の強い成分を持つ。３つのコイル１７０、１７３、１７６の組は、好ましい実施形態において位相配列の形で使われる。ある代わりの実施形態においては、それらは連続的に接続されている。個々のコイルの各々は、ここにおいて説明された、いかなるタイプであってもよいし、本発明に従って構築されてよい。一般的には、そのコイルトリオは撮像の間、患者を部分的に包囲する。３つのコイル間の間隔と全体の幾何学配置に加えてそれらコイル間の角度は、イメージング領域のサイズと形状、そしてその内部の場Ｂ1を最適化するよう、全て慎重に選ばれる。；当業者はその最適化プロセスを熟知しているであろう。ある好ましい実施形態においては、コイル１７０、１７３、１７６の間の角度とコイル構成の全部が不変であるように、そのコイル構造全部がラーメン（ｒｉｇｉｄ  ｆｒａｍｅ）内部に取り付けられている。ある代わりの好ましい実施形態においては、構成全体を患者の周りに置いたときにコイル１７０，１７３、１７６の間の角度変化を許容する柔軟なフレームの中に、コイル１７０、１７３、１７６は取り付けられている。
【００５４】
図９は、真横から見たイメージングコイル１８４、１８６の傾いたペアの形での、好ましい実施形態を説明する。傾いたペア１８４、１８６は、示されているイメージング領域１８８内部において、コイルペア１８４、１８６によって著しく均一で最適化された場Ｂ1１９０が生み出されるように、構成されている。個々のコイル１８４、１８６の各々は、上述のいかなるタイプであってもよい。コイル１８４、１８６の間の間隔、それらコイルのサイズとコイル間の角度は、イメージング領域のサイズと形状、そしてその内部の場Ｂ1を最適化するよう、全て慎重に選ばれる。；当業者はその最適化プロセスを熟知しているであろう。コイルは連続的に接続されても、または位相配列として使われてもよい。ある好ましい実施例においては、コイル間の角度とコイル構成の全部が不変であるように、そのコイル構造全部がラーメン内部に取り付けられている。ある代わりの好ましい実施形態においては、構成全体を患者の周りに置いたときにコイル間の角度変化を許容する柔軟なフレームの中に、コイルは取り付けられている。
【００５５】
ある一連の好ましい実施例においては、上述のコイル構成を全て固定された構成として、かつ動かないように置いて、撮像目的に使ってよい。ある代わりの一連の好ましい実施例においては、動的走査のプロセスの間、各々の領域内部で最大限のＳＮＲを提供するために、各々のコイルタイプを患者の周りで操作者によって動かしてよく、そして患者の体の異なった領域を撮像するために都合のいいように、患者の異なった側の近くに置いてよい。ある本発明の好ましい実施例において、そのようなここで説明された移動可能なコイルはさらに、角速度に加えて直線加速度も測ることができ、それ故に適切な積算によってイメージングコイルの空間的な位置情報、配向情報をもたらすことのできる、少なくとも１つのマイクロマシン技術（ＭＥＭＳ：Ｍｉｃｒｏ  Ｅｌｅｃｔｒｏ  Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ  Ｓｙｓｔｅｍ）センサーを備え付けている。コイルが患者の周りの様々な場所で動かされているときに、画像をその範囲内で再構築するのに最適な、有限の空間領域を自動的に選択するために、システムはこの空間的位置情報を使うことができる。こうしてコイルがあちこち動かされることで、その後に所望の患者の体の完全な再構築を生み出すためシステムソフトウェアによって一緒に“縫い合わせられる”（“ｓｔｉｔｃｈｅｄ”）、最適なイメージング領域の組、を提供するよう、画像捕捉は調整される。
【００５６】
図１０は、患者の横断面２００内で部分的に重なっている、考えられる３つの領域２０２、２０４、そして２０６の各々の中での最適の画像を提供するために、操作者により動かされ、そして示されている３つの位置１９３、１９５、１９７に置かれる単独のコイルを用いた動的走査を描写する。システムソフトウェアはこれら３つの領域を、興味あるボリューム全体の完全な３次元画像を提供する単一の包括領域２０８に縫い合わせる。
【００５７】
静磁場Ｂ0は標準的ＭＲＩシステムにおけるのと同様、一様となるように設計されてよいし、または興味ある領域におけるいずれの場所でも勾配が分かっている、特定の、公知な磁場パターンを生み出すように設計されてよい。後者の場合、イメージングボリューム内部での静磁場の強さの範囲に対応する共鳴周波数の範囲に渡る可変チューニングを許容するように、イメージングコイルと関連する回路のチューニングは設計される。例えば、そのような可変チューニングを達成し、異なる周波数帯の間での切り替えをするために、バラクタを使うことができる。加えて、患者テーブル、システムの磁石、又はイメージングコイル、またはこれら任意の組み合わせを、後に続く、興味ある体全体の３次元ボリューム再構築を目的とした、体の異なる部分の走査を行うために、動かして、また再配置してよい。当業者が知っている通り、例えば鼓動している心臓のような静止していない（ｎｏｎ−ｓｔａｔｉｃ）器官の、リアルタイムかまたは動的な画像を捕らえるために、特殊な画像補足、画像処理モダリティ（ｍｏｄａｌｉｔｙ）を使うことができる。本発明において開示される、バリスティック伝導体を用いたイメージングコイルを使うことの１つの結果は、そのようなコイルによって得られるより高いＳＮＲが、従来可能であったよりもはるかにリアルタイムなやり方で動的な画像を捕らえることができるように、より早い画像捕捉を許容するということである。例示の目的のために提供される非制限的例として、陽子密度の空間的エンコードのために使われる傾斜磁場コイルの数は、本発明の教示に従って組み立てられるＭＲＩシステムにおいて１から８まで変わってよい。
【００５８】
ここにおいて説明したイメージングコイル設計と一緒に、最適な撮像のために使うことができる、幾つかの磁石システム構成が考えられる。図１１は、横断的視点（ｔｒａｎｓ−ａｘｉａｌ  ｖｉｅｗ）での（患者の足から見ている）、患者の下方に磁石を備えた永久磁石構成２１０の好ましい実施形態を示す。イメージングボリューム内部で、場Ｂ0の線２１２は、示されている通り一方の側からもう一方へ横向きに、イメージングボリュームを横切っている。ある好ましい実施形態においては、磁場に垂直な勾配があってもよい。ある代わりの好ましい実施形態において、実質的に均一な磁場をイメージングボリューム内部に生み出すために、磁石は慎重に設計される。ある別の好ましい実施形態において、磁石は同様に患者の上方に置かれる。さらに、ある別の実施形態においては２以上の永久磁石があってよく（例えば１つが患者の上方に、１つが患者の下方に）、各々の磁石は、イメージングボリューム内部における正味の場と勾配特性（ｇｒａｄｉｅｎｔ  ｐｒｏｐｅｒｔｙ）を最適化するよう設計される。図２のリングコイル、図４の円錐らせん状コイル、図６の渦巻きパンケーキコイル、図７の層状渦巻きパンケーキコイル、図５の繰り返しのらせん状コイル、そして図９の傾いたペアコイルは、全てこのシステム磁石設計と共に使うことができる。
【００５９】
システムの磁石の第２の好ましい実施形態において、患者の両側面には２つの磁石がある。図１２は、この、横断的視点での（患者の足からの視点での）、患者について横方向に磁石２１５と２１８が配置されている永久磁石構成の、好ましい実施形態を示しており、静的な場Ｂ0の図解的な線パターン２２３が共に示されている。患者の足からの視点でのテーブル端２２０が、また明快さのために示されている。前述した任意のコイルのタイプを、このシステム磁石構成と共に使うことができる。
【００６０】
図１３は、システム磁石について好ましい別の実施形態を説明しており、そこでは場の線２３５が磁石２３０から直接イメージングボリューム２３７の中へと放射している。横断的視点において（患者の足からの視点において）、我々はまた、イメージングコイル２３２を真横から見ることができる。そのイメージングコイルは、以下の、前述したタイプのうちのどれでもよい：リングコイル（図２）、らせん状コイル（図４）、渦巻きパンケーキコイル（図６）、層状渦巻きコイル（図７）、繰り返しのらせん状コイル（図５）、またはトリオ型コイル構成（図８）。ここにおけるシステム構成の便利な性質は、このシステムとコイル構成において、Ｂ0は磁石から離れると大きさが減少する一方で、イメージングコイルにより生み出される場Ｂ1は、磁石から離れると増加するということである。こうして、このシステム実施形態における実効ＳＮＲは、式（１）に照らして、イメージングボリューム内部全ての場所で高くなり得る。システム磁石と一緒に、イメージングコイル（単数または複数）を適正に設計し配置することで、イメージングボリューム内部のＳＮＲを全ての場所で最適化することができる。
【００６１】
核磁気共鳴画像法のある方法はまた、少なくとも１つの、本質的にカーボンナノチューブ材料から成るコイル状の電気伝導要素を含むＲＦ受信コイルであって、そのＲＦ受信コイルの位置と方向を評価するための、少なくとも１つのセンサーを含むコイル、を使っての電気的信号の受信を含むことができる。この方法は、静磁場の存在下、固定された空間配置にある受信コイルを用いて、イメージングボリュームからの高ＳＮ比のＲＦ信号を捕らえ；そのＲＦ受信コイルを第２の空間配置へ動かし、そして第２の空間的配置において、イメージングボリュームからのＲＦ信号を、ＲＦ受信コイルを用いて捕らえ；両方の配置においてのＲＦ受信コイルの位置、方向情報を使って、そこにおいて得られたＲＦ信号の処理を行い、少なくとも２つのイメージサブボリューム（ｉｍａｇｅ  ｓｕｂ−ｖｏｌｕｍｅ）における画像強度を計算し、；そしてイメージングボリューム全体の３次元再構築画像強度を作り出すため、その２つのイメージサブボリュームにおける画像強度を自動的に組み合わせることを含む。
【００６２】
ある好ましい実施形態においては、２より多くの対応するイメージサブボリュームであって、イメージングボリューム全体の３次元再構築画像強度が自動的にそこから組み合わせられるイメージサブボリュームを再構築するために、２より多くの受信コイルの空間配置が使われる。
【００６３】
ある別の好ましい実施形態においては、ＲＦ受信コイルの位置と方向は、再構築画像の画像強度分布を規格化（ｎｏｒｍａｌｉｚｅ）するために使うこともできる。
【００６４】
他のシステム、コイル構成、そして上述されたものに加えてのバリエーションを、ＭＲ画像の技術分野における当業者は、ここにおける教示に従って設計することができる。
【００６５】
当業者は、請求項の通りである本発明の精神と範囲から逸脱することなく、他の改良や実装に気が付くであろう。従って、上述の説明は、後に続く請求項に示されていることを除き、本発明を制限することを意図されたものではない。
【００６６】
本発明は、詳細な説明を以下の図面と併せて参照することにより、より完全に理解できるであろう。そこにおいては：
【図面の簡単な説明】
【００６７】
【図１】図１は、ある磁石システムと、関連する不均一静磁場パターンの図解であり、不均一静磁場パターンは複数の一定等強度面によって示される。
【図２】図２は、強く巻かれたリングコイルの形による、バリスティック伝導体イメージングコイルの図解である。
【図３】図３は、位相配列リングコイルのペアの形による、バリスティック伝導体イメージングコイル構成の図解である。
【図４】図４は、一般的らせん状コイルの形による、バリスティック伝導体イメージングコイルの図解である。
【図５】図５は、繰り返しの一般的らせん状コイルの形による、バリスティック伝導体イメージングコイル構成の図解である。
【図６】図６は、渦巻きパンケーキコイルの形による、バリスティック伝導体イメージングコイルの図解である。
【図７】図７は、層状渦巻きパンケーキコイルの形による、バリスティック伝導体イメージングコイル構成の図解である。
【図８】図８は、トリオ型コイルの形による、バリスティック伝導体イメージングコイル構成の図解である。
【図９】図９は、傾いたペア型コイルの形による、バリスティック伝導体イメージングコイル構成の図解である。
【図１０】図１０は、３つの場所の各々にコイルを持ち、そしてそれぞれのイメージングボリュームを持つ、移動可能なバリスティック伝導体イメージングコイル構成の３つの位置を描写する図解であり、興味のある完全な３次元ボリュームの動的走査において使用される。
【図１１】図１１は、第１の磁石システム実施形態の略図である。
【図１２】図１２は、第２の磁石システム実施形態の略図である；そして
【図１３】図１３は、第３の磁石システム実施形態の略図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【国際調査報告】
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