(57)【要約】      （修正有）【課題】ＭＰＩ装置の検出信号における高調波バックグラウンドを低減する改善された装置を提供する。【解決手段】視野内の磁性粒子に影響を与える及び／又は検出する装置は、選択磁界を生成する選択手段と、駆動及び受信手段とを有し、駆動及び受信手段は、視野内の２つのサブゾーンの空間位置を変化させ、検出信号を取得するための１又は複数の組み合わされた駆動磁界及び選択コイル４４１を有する。高調波バックグラウンドを低減するための軽量で、安価で、容易に実行可能な誘導又は容量結合素子４１１、４２１を有する平衡ブリッジユニット１６０が、駆動磁界信号発生器ユニット１２２と信号受信ユニット１４０との間に提供される。【選択図】図７
2015217295.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
視野内の磁性粒子に影響を与える及び／又は検出する装置であって、
磁性粒子の磁化が飽和しない、低い磁界強度を有する第１のサブゾーン、及び磁性粒子の磁化が飽和する、より高い磁界強度を有する第２のサブゾーン、が視野内に形成されるような磁界強度の空間パターンを有する選択磁界を生成する、選択磁界信号発生器ユニット及び選択磁界素子と、
駆動磁界信号発生器ユニット、信号受信ユニット、及び駆動受信コイルであって、磁性材料の磁化が局所的に変化するように、駆動磁界によって前記視野内の２つの前記サブゾーンの空間位置を変えること、及び前記第１及び前記第２のサブゾーンの空間位置の変化によって影響を及ぼされる前記視野内の磁化に依存する検出信号を取得すること、の両方を行う駆動受信コイルと、
前記駆動磁界信号発生器ユニット及び前記信号受信ユニットの間に結合されるブリッジユニットであって、第１の誘導又は容量結合素子を有する第１のブリッジサブユニット、第２の誘導又は容量結合素子を有する第２のブリッジサブユニット、前記第１のブリッジサブユニットに直列に結合され、測定インダクタを有する第３のブリッジサブユニット、及び前記第２のブリッジサブユニットに直列に結合され、前記駆動受信コイルを有する第４のブリッジサブユニット、を有するブリッジユニットと、
前記ブリッジユニットへの結合のために、前記駆動磁界信号発生器ユニットと前記ブリッジユニットとの間に結合される結合ユニットと、
を有し、前記信号受信ユニットは、前記第１及び前記第２のブリッジサブユニットの間に配された第１の出力端子に、及び前記第３及び前記第４のブリッジサブユニットの間に配された第２の出力端子に結合される、装置。
【請求項２】
前記結合ユニットは、誘導結合のために構成されるとともに、一次結合インダクタを有し、前記第１のブリッジサブユニットが、第１の二次結合インダクタを有し、前記第２のブリッジサブユニットが、第２の二次結合インダクタを有する、請求項１に記載の装置。
【請求項３】
前記結合ユニットは、容量結合のために構成され、前記駆動磁界信号発生器ユニットを、前記第１及び前記第３のブリッジサブユニットの間に配される第１の入力端子に及び前記第２及び前記第４のブリッジサブユニットの間に配される第２の入力端子に接続するスルー接続を有する、請求項１に記載の装置。
【請求項４】
前記結合ユニット及び／又は前記ブリッジユニットは、Ｕ１／Ｕ２＝Ｚ１／Ｚ２を得るように構成され、ここで、Ｕ１は、前記第１の誘導又は容量結合素子に誘起される電圧であり、Ｕ２は、前記第２の誘導又は容量結合素子に誘起される電圧であり、Ｚ１は、前記第１及び前記第３のブリッジサブユニットの直列接続のインピーダンスであり、Ｚ２は、前記第２及び前記第４のブリッジサブユニットの直列接続のインピーダンスである、請求項１に記載の装置。
【請求項５】
前記結合ユニット及び／又は前記ブリッジユニットは、Ｕ１＝Ｕ２及びＺ１＝Ｚ２を得るように構成される、請求項４に記載の装置。
【請求項６】
前記第１の誘導又は容量結合素子及び／又は前記第２の誘導又は容量結合素子の値は、Ｕ１／Ｕ２＝Ｚ１／Ｚ２、特にＵ１＝Ｕ２及びＺ１＝Ｚ２を得るように選択される、請求項４又は５に記載の装置。
【請求項７】
前記結合ユニットは、前記一次結合インダクタと、前記第１及び／又は前記第２の結合インダクタとの結合レートを機械的に変更し又は設定するように構成される、請求項２に記載の装置。
【請求項８】
前記第３及び／又は前記第４のブリッジサブユニットは、前記測定インダクタ及び前記駆動受信コイルに対し直列である１又は複数のブリッジキャパシタを有する、請求項１に記載の装置。
【請求項９】
前記第３のブリッジサブユニットが、前記測定インダクタに直列に結合される第３の二次結合インダクタを有し、前記第４のブリッジサブユニットが、前記駆動受信コイルに直列に結合される第４の二次結合インダクタを有し、前記結合ユニットが、前記第１及び前記第２の二次結合インダクタと結合するための第１の結合サブユニットと、前記第３及び前記第４の二次結合インダクタと結合するための第２の結合サブユニットと、を有する、請求項１に記載の装置。
【請求項１０】
前記一次結合インダクタは、前記第１及び前記第２の二次結合インダクタにそれぞれ別個に結合される２つの一次結合インダクタを有し、前記２つの一次結合インダクタは、直列に又は並列に結合される、請求項２に記載の装置。
【請求項１１】
前記第１のブリッジサブユニットがキャパシタを有し、前記第２のブリッジサブユニットがキャパシタを有する、請求項３に記載の装置。
【請求項１２】
前記第１及び前記第３のブリッジサブユニットの直列接続、及び／又は前記第２及び前記第４のブリッジサブユニットの直列接続は、駆動磁界の駆動磁界周波数で共振する、請求項１に記載の装置。
【請求項１３】
視野内の磁性粒子を検出する方法であって、
磁性粒子の磁化が飽和しない、低い磁界強度を有する第１のサブゾーン、及び磁性粒子の磁化が飽和する、より高い磁界強度を有する第２のサブゾーン、が視野内に形成されるような磁界強度の空間パターンを有する選択磁界を生成するステップと、
磁性材料の磁化が１又は複数の駆動受信コイルよって局所的に変化するように、駆動磁界によって前記視野内の２つのサブゾーンの空間位置を変えるステップと、
前記第１及び前記第２のサブゾーンの空間位置の変化によって影響を及ぼされる前記視野内の磁化に依存する検出信号を、少なくとも１つの駆動受信コイルによって取得するステップと、
前記駆動磁界信号発生器ユニット及び前記信号受信ユニットの間に結合されたブリッジユニットに、エネルギーを結合するステップであって、前記ブリッジユニットが、第１の誘導又は容量結合素子を有する第１のブリッジサブユニット、第２の誘導又は容量結合素子を有する第２のブリッジサブユニット、前記第１のブリッジサブユニットに直列に結合され、測定インダクタを有する第３のブリッジサブユニット、及び前記第２のブリッジサブユニットに直列に結合され、前記駆動受信コイルを有する第４のブリッジサブユニットを有する、ステップと、
前記第１及び前記第２のブリッジサブユニットの間に配された第１の出力端子、及び前記第３及び前記第４のブリッジサブユニットの間に配された第２の出力端子に結合される検出信号を、信号受信ユニットによって取得するステップと、
含む方法。
【請求項１４】
コンピュータプログラムがコンピュータにおいて実行されるとき、コンピュータに、請求項１３に記載の方法の各ステップを実施するように請求項１に記載の装置を制御させるプログラムコード手段を含むコンピュータプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、視野内の磁性粒子に影響を与える及び／又は検出する装置及び方法に関する。更に、本発明は、コンピュータ上で前記方法を実現し、このような装置を制御するためのコンピュータプログラムに関する。本発明は、特に磁性粒子イメージングの分野に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁性粒子イメージング（ＭＰＩ）は、新しい医用イメージングモダリティである。ＭＰＩの最初のバージョンは、それらが２次元画像を生成したという点で２次元であった。より新しいバージョンは、３次元（３Ｄ）である。対象が、単一の３Ｄ画像のデータ取得中に大きく変化しない場合には、非静止対象の４次元画像が、３Ｄ画像の時間的シーケンスを組み合わせて動画にすることによって生成されることができる。
【０００３】
ＭＰＩは、コンピュータトモグラフィ（ＣＴ）又は磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）のように再建的なイメージング方法である。従って、対象の関心ボリュームのＭＰ画像は、２つのステップにおいて生成される。第１のステップは、データ取得と呼ばれ、ＭＰＩスキャナを使用して実施される。ＭＰＩスキャナは、「選択磁界」と呼ばれる静止勾配磁界を生成する手段を有し、選択磁界は、スキャナのアイソセンタで（単一又はより多くの）磁界フリーなポイント（field-free point、ＦＦＰ）又は磁界フリーなライン（field-free line、ＦＦＬ）を有する。更に、このＦＦＰ（又はＦＦＬ；以下で「ＦＦＰ」への言及は、概してＦＦＰ又はＦＦＬを意味するものとして理解されるべきである）は、低い磁界強度を有する第１のサブゾーンによって囲まれ、第１のサブゾーンは、より高い磁界強度を有する第２のサブゾーンによって囲まれる。更に、スキャナは、空間的にほぼ一様な時間依存の磁界を生成する手段を有する。実際に、この磁界は、小さい振幅を有する速く変化する磁界（「駆動磁界」と呼ばれる）及び大きい振幅を有するゆっくり変化する磁界（「フォーカス磁界」と呼ばれる）を重ね合わせることによって、得られる。時間依存の駆動磁界及びフォーカス磁界を静止選択磁界に加えることによって、ＦＦＰは、アイソセンタを囲む「スキャニングのボリューム」の全体にわたって、予め決められたＦＦＰ軌道に沿って移動されることができる。スキャナは更に、１又は複数の、例えば３つの受信コイルの装置を有し、これらのコイルに誘起される任意の電圧を記録することができる。データ取得のために、イメージングされる対象は、対象の関心ボリュームがスキャナの視野によって囲まれるように、スキャナに配置され、スキャナの視野は、スキャニングボリュームのサブセットである。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
対象は、磁性ナノ粒子又は他の磁性非線形材料を含まなければならない；対象が動物又は患者である場合、このような粒子を含むトレーサが、スキャンに先立って動物又は患者に投与される。データ取得の最中、ＭＰＩスキャナは、慎重に選ばれた軌道に沿ってＦＦＰを移動させ、軌道は、スキャニングボリューム又は少なくとも視野をトレースする／カバーする。対象内の磁性ナノ粒子は、変化する磁界を経験し、それらの磁化を変えることによって応答する。ナノ粒子の変化する磁化は、受信コイルの各々に時間依存の電圧を誘起する。この電圧は、受信コイルに関連付けられた受信器においてサンプリングされる。受信器によって出力されるサンプルは、記録され、取得されたデータを構成する。データ取得の詳細を制御するパラメータは、「スキャンプロトコル」を与える。
【０００５】
画像再構成と呼ばれる画像生成の第２のステップにおいて、画像は、第１のステップにおいて取得されたデータから計算され又は再構成される。画像は、視野内の、磁性ナノ粒子の位置依存の濃度についてのサンプリングされた近似を表すデータの離散的な３Ｄアレイである。再構成は、概してコンピュータによって実施され、コンピュータは、適切なコンピュータプログラムを実行する。コンピュータ及びコンピュータプログラムは、再構成アルゴリズムを実現する。再構成アルゴリズムは、データ取得の数学的モデルに基づく。再構成を用いるすべてのイメージング方法と同様に、このモデルは、取得されたデータに作用する積分演算子として表現されることができる；再構成アルゴリズムは、可能な限り、モデルのアクションを元通りにしようと試みる。
【０００６】
このようなＭＰＩ装置及び方法は、それらが、非破壊的に及び高い空間解像度をもって、検査対象の表面の近くで及び検査対象の表面から遠くで、任意の検査対象（例えば、人間の身体）を検査するために使用されることができるという利点を有する。このような装置及び方法は、一般に知られており、独国特許出願公開第101 51 778A1号明細書及びGleich, B. and Weizenecker, J. (2005), "Tomographic imaging using the nonlinear response of magnetic particles" in Nature, vol. 435, pp. 1214-1217（再構成原理も概して記述されている）に、最初に記述されている。文献に記述される磁性粒子イメージング（ＭＰＩ）の装置及び方法は、小さい磁性粒子の非線形磁化曲線を利用する。
【０００７】
ＭＰＩは、外部のシヌソイド磁界励起を受ける磁性（ナノ）粒子によって生成される高調波を検出することに基づく。ＭＲと異なり、励起及び受信は、同時に行われ、単に周波数ドメインで分離されるだけである。従来、分離は、ノッチフィルタ（ＬＣ共振器）によって実現される。患者に最も近いコイルのより高い感度のため、患者に非常に近い空間では、駆動（Ｔｘ−）コイルと受信（Ｒｘ−）コイルとの間に「競合」がある。更に、磁界生成器の中において、さまざまな不所望の信号が、装置の最大感度を制限する。
【０００８】
本発明の目的は、視野内の磁性粒子に影響を与え及び／又は検出する装置及び方法であって、特に患者が配置される装置のボアのボアサイズのような視野のサイズを低減することなく、高調波バックグラウンド低減を達成する装置及び方法を提供することである。更に、ナノ粒子が装置に挿入されないときにさえ検出される検出高調波の「フロア(floor)」である「高調波バックグラウンド」を低減するための、軽量で、安価で、容易に実行可能な解決策を提供する。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明の第１の見地において、視野内の磁性粒子に影響を与え及び／又は検出する装置であって、磁性粒子の磁化が飽和されない、低い磁界強度を有する第１のサブゾーン、及び磁性粒子の磁化が飽和される、より高い磁界強度を有する第２のサブゾーンが、視野内に形成されるような磁界強度の空間パターンを有する選択磁界を生成する、選択磁界信号発生器ユニット及び選択磁界素子と、駆動磁界信号発生器ユニット、信号受信ユニット、及び駆動受信コイルであって、磁性材料の磁化が局所的に変化するように、駆動磁界によって視野内の２つのサブゾーンの空間位置を変化させること、及び第１及び第２のサブゾーンの空間位置の変化によって影響を及ぼされる視野内の磁化に依存する検出信号を取得すること、の両方を行う駆動受信コイルと、前記駆動磁界信号発生器ユニットと前記信号受信ユニットとの間に結合されるブリッジユニットであって、第１の誘導又は容量結合素子を有する第１のブリッジサブユニット、第２の誘導又は容量結合素子を有する第２のブリッジサブユニット、前記第１のブリッジサブユニットに直列に結合され、測定インダクタを有する第３のブリッジサブユニット、及び前記第２のブリッジサブユニットに直列に結合され、前記駆動受信コイルを有する第４のブリッジサブユニット、を有するブリッジユニットと、ブリッジユニットへの結合のために、駆動磁界信号発生器ユニットとブリッジユニットとの間に結合される結合ユニットと、を有し、信号受信ユニットが、第１及び第２のブリッジサブユニットの間に配置される第１の出力端子と、第３及び第４のブリッジサブユニットの間に配置される第２の出力端子とに結合される、装置が提供される。
【００１０】
本発明の他の見地において、対応する方法が提示される。
【００１１】
更に本発明の他の見地において、コンピュータプログラムがコンピュータにおいて実行されるとき、コンピュータに、本発明により提案される方法の各ステップを実施するように本発明による装置を制御させるプログラムコード手段を含むコンピュータプログラムが提示される。
【００１２】
本発明の好適な実施形態は、従属請求項に規定される。請求項に記載の方法及び請求項に記載のコンピュータプログラムは、請求項に記載の装置及び従属請求項に規定されるものと同様の及び／又は同一の好適な実施形態を有することが理解されるべきである。
【００１３】
正確にはパワーアンプから生成される高調波である、送信側から受信側へのクロストークがあるので、駆動磁界からの高調波が受信経路に入らないことを確実にするために従来使用されているバンドパスフィルタに、多くの努力が費やされる。しかしながら、この努力の成功は、結局、フィルタ自体のコンポーネントによって制限されることが分かった：特にキャパシタ（それだけでなく他のコンポーネント及び材料）は非線形の挙動を示す。それらが非線形である程度は、非常に小さいので、測定するのは難しく、他のアプリケーションにとって懸念でないようである。それでも、それは、最適キャパシタ技術を識別する努力にもかかわらず、この受信スキームを制限することになる。
【００１４】
１つの解決策は、例えば磁性粒子の基本周波数応答を得るために、グラジオメータを利用する受信スキームを用いることである。これらのグラジオメータソリューションは、磁性粒子から高調波応答（所望の効果）だけでなく磁性粒子を励起する駆動信号（不所望の効果）をも受け取る専用の受信コイルに基づく。不所望の駆動信号を補償するために、第２のコイルである「平衡コイル」が用いられ、第２のコイルは、駆動信号を受け取るが、反転極性と接続される。ボア様の駆動磁界生成のために、専用の受信コイルは送信コイルの内部にある。これは、信号強度（それは磁性粒子に近いほどより高い感度を有する）に関して有益であるが、大きい不利益は、患者（動物、検査下の対象、．．）のために残されるボアサイズが低減されることである。補償コイルは、駆動信号ににのみ結合すればよい。これは、２つのやり方で達成されることができる：それは、駆動磁界生成送信コイルの中に又はその近くにあり、又はそれは、駆動磁界コイルを流れるのと同じ電流が流れる別の外部インダクタに結合する。
【００１５】
本発明によれば、受信経路における高調波バックグラウンドの抑制は、平衡ブリッジトポロジを使用することによって達成されるが、挿入されるコイルによって、患者の配置のための装置のボアサイズが低減されることはない。この目的で、４つのブリッジサブユニットを含むブリッジユニットが使用され、そのうちの１つは、測定インダクタを含み、他の１つは、駆動受信コイルを含む。前記駆動受信コイルは、組み合わされた駆動磁界及び受信コイルを表す（すなわち、従来の駆動磁界コイル及び受信コイルの両方の機能を果たす）。対称性によって、平衡ブリッジトポロジは、信号受信ユニットへの入力において、信号源（パワーアンプ及びＴｘバンドパスフィルタ）から発するノイズ及び高調波をキャンセルするが、実現するのに限られた努力及びコストしか必要としない。ブリッジユニット及び駆動磁界信号発生器ユニットは、具体的には誘導的に又は容量的に結合される。
【００１６】
概して、提案される磁性粒子イメージング装置及び方法によれば、勾配磁界（すなわち選択磁場）は、視野が、より低い磁界強度（例えばＦＦＰ）をもつ第１のサブエリア及びより高い磁界強度をもつ第２のサブエリアを含むような磁界強度の空間分布によって生成され、より低い磁界強度は、第１のサブエリアに位置する磁性粒子の磁化が飽和しないように適応され、より高い磁界強度は、第２のサブエリアに位置する磁性粒子の磁化が飽和するように適応される。磁性粒子の磁化特性曲線の非線形性のため、磁性粒子によって生成される磁化及びゆえに磁界は、より高い高調波を示し、かかる高調波は、例えば検出コイルによって検出されることができる。評価された信号（信号のより高い高調波）は、磁性粒子の空間分布に関する情報を含み、かかる情報は、医用イメージングのために、磁性粒子の空間分布の可視化のために、及び／又は他のアプリケーションのために、再び使用されることができる。
【００１７】
こうして、本発明による装置及び方法は、例えば核磁気共鳴（ＮＭＲ）のような他の知られている従来の医用イメージング技法とは異なる新しい物理的な原理（すなわちＭＰＩと呼ばれる原理）に基づく。具体的には、この新しいＭＰＩ原理は、ＮＭＲと異なり、プロトンの磁気共鳴特性への材料の影響を利用しないが、磁化特性曲線の非線形性を利用することによって磁性材料の磁化を直接的に検出する。具体的には、ＭＰＩ技法は、磁化が不飽和状態から飽和状態に変化する領域における磁化特性曲線の非線形性から生じる生成される磁性信号のより高い高調波を利用する。
【００１８】
好適な実施形態によれば、前記結合ユニットは、誘導結合のために構成され、一次結合インダクタを有し、前記第１のブリッジサブユニットが、第１の二次結合インダクタを有し、前記第２のブリッジサブユニットは、第２の二次結合インダクタを有する。誘導結合は、それが不所望の接地ループを回避するガルバニック絶縁を提供するという利点を有する。代替の実施形態において、前記結合ユニットは、容量結合のために構成され、第１及び第３のブリッジサブユニットの間に配置される第１の入力端子並びに第２及び第４のブリッジサブユニットの間に配置される第２の入力端子に前記駆動磁界信号発生器ユニットを接続するためのスルー接続を有し、前記第１のブリッジサブユニットは好適にはキャパシタを有し、前記第２のブリッジサブユニットは好適にはキャパシタを有する。
【００１９】
有利な実施形態において、結合ユニット及び／又はブリッジユニットは、Ｕ１／Ｕ２＝Ｚ１／Ｚ２を得るように構成され、ここで、Ｕ１は、第１の誘導又は容量結合素子に誘起される電圧であり、Ｕ２は、第２の誘導又は容量結合素子に誘起される電圧であり、Ｚ１は、第１及び第３のブリッジサブユニットの直列接続のインピーダンスであり、Ｚ２は、第２及び第４のブリッジサブユニットの直列接続のインピーダンスである。好適には、結合ユニット及び／又はブリッジユニットは、Ｕ１＝Ｕ２及びＺ１＝Ｚ２を得るように構成される。更に好適には、第１の結合素子及び／又は第２の結合素子の値は、Ｕ１／Ｕ２＝Ｚ１／Ｚ２、特にＵ１＝Ｕ２及びＺ１＝Ｚ２を得るように選択される。これは、不所望の高調波及び信号源から発するノイズが最適に抑制されることができることを提供する。
【００２０】
結合ユニットによる誘導結合の場合、結合ユニットは、好適には、一次結合インダクタの、第１及び／又は第２の二次結合インダクタとの結合レートを機械的に変更し又は設定するように構成される。これは、第１及び／又は第２の二次結合インダクタに対し１又は複数の方向において一次結合インダクタのロケーションを変えることによって、例えば第１及び／又は第２の二次結合インダクタに対し一次結合インダクタの距離を変えることによって、達成されることができる。結合レートを変更し又は設定することによって、高調波の抑制の程度に影響を与えることができる。
【００２１】
有利には、前記第３及び／又は第４のブリッジサブユニットは、それぞれ、前記測定インダクタ及び前記駆動受信コイルに対して直列である１又は複数のブリッジキャパシタを有する。好適には、測定インダクタ及び駆動受信コイルの両側に、１又は複数のキャパシタが、それぞれ測定インダクタ及び駆動受信コイルに直列に配置される。こうして、個々のブリッジサブユニットの共振周波数は、ブリッジキャパシタの値を設定することによって制御されることができる。有利に、共振周波数は、例えば、（個々の駆動磁界チャネルの）駆動磁界周波数と同じに又はほぼ同じに設定され、従って、最小の印加電圧で最大の電流フロー（及びゆえに磁界強度）を与える。
【００２２】
別の実施形態において、前記第３のブリッジサブユニットは、前記測定インダクタに直列に結合される第３の二次結合インダクタを有し、前記第４のブリッジサブユニットは、前記駆動受信コイルに直列に結合される第４の二次結合インダクタを有し、前記結合ユニットは、前記第１及び第２の二次結合インダクタと結合する第１の結合サブユニット、及び前記第３及び第４の二次結合インダクタと結合する第２の結合サブユニットを有する。このようにして、駆動磁界信号発生器ユニットとブリッジユニットとの間のより一層対称的な結合が達成されることができる。
【００２３】
更に、一実施形態において、一次結合インダクタは、第１及び第２の二次結合インダクタに別々に結合する２つの一次インダクタ素子を有し、前記２つの一次インダクタ素子は、直列に又は並列に結合される。これは、二次インダクタへの結合を個別に制御し、従って不所望の高調波及びノイズの抑制に影響を与えることを可能にする。
【００２４】
更に別の実施形態において、第１及び第３のブリッジサブユニットの直列接続及び／又は第２及び第４のブリッジサブユニットの直列接続は、駆動磁界の駆動磁界周波数と共振するように構成される。
【００２５】
本発明のこれら及び他の見地は、以下に記述される実施形態から明らかであり、それらを参照して説明される。
【図面の簡単な説明】
【００２６】
【図１】ＭＰＩ装置の第１の実施形態を示す図。
【図２】図１に示される装置によって生成される選択磁界パターンの例を示す図。
【図３】ＭＰＩ装置の第２の実施形態を示す図。
【図４】ＭＰＩ装置の第３及び第４の実施形態を示す図。
【図５】本発明によるＭＰＩ装置のブロック図。
【図６】ＭＰＩ装置において使用される概略のフィルタリングスキームのブロック図。
【図７】本発明によるＭＰＩ装置の第１の概略の実施形態の回路図。
【図８】誘導結合を使用する、本発明によるＭＰＩ装置の第２の実施形態の回路図。
【図９】容量結合を使用する、本発明によるＭＰＩ装置の第３の実施形態の回路図。
【図１０】誘導結合を使用する、本発明によるＭＰＩ装置の第４の実施携帯の回路図。
【図１１】誘導結合を使用する、本発明によるＭＰＩ装置の第５の実施形態の回路図。
【図１２】誘導結合を使用する、本発明によるＭＰＩ装置の第６の実施形態の回路図。
【図１３】誘導結合を使用する、本発明によるＭＰＩ装置の第７の実施形態の回路図。
【図１４】容量結合を使用する、本発明によるＭＰＩ装置の第８の実施形態の回路図。
【発明を実施するための形態】
【００２７】
本発明の詳細が説明される前に、磁性粒子イメージングの基本が図１乃至図４を参照して詳しく説明される。特に、医用診断のためのＭＰＩスキャナの４つの実施形態が記述される。データ取得の概略の記述が以下に与えられる。それぞれ異なる実施形態の間の類似性及び差異が示されるであろう。概して、本発明は、ＭＰＩ装置のすべてのこれらの異なる実施形態において使用されることができる。
【００２８】
図１に示されるＭＰＩスキャナの第１の実施形態１０は、同軸平行の円形コイルの３つのペア１２、１４、１６を有し、これらのコイルペアは、図１に示されるように配置される。これらのコイルペア１２、１４、１６は、選択磁界並びに駆動磁界及びフォーカス磁界を生成する働きをする。３つのコイルペア１２、１４、１６の軸１８、２０、２２は互いに直交し、ＭＰＩスキャナ１０のアイソセンタ２４と称される１つの点で交わる。更に、これらの軸１８、２０、２２は、アイソセンタ２４に帰する３Ｄデカルトｘｙｚ座標系の軸として働く。垂直軸２０はｙ軸として示され、従ってｘ軸及びｚ軸は水平である。コイルペア１２、１４、１６は、それらの軸の名をとって名づけられる。例えば、ｙコイルペア１４は、スキャナの上部及び下部におけるコイルによって形成される。更に、正の（負の）ｙ座標を有するコイルは、ｙ＋コイル（ｙ−コイル）と呼ばれ、残りのコイルについても同様である。より便利な場合、座標軸及びコイルは、ｘ、ｙ及びｚではなくｘ１、ｘ２及びｘ３と称される。
【００２９】
スキャナ１０は、予め決められた時間依存の電流を、これらのコイル１２、１４、１６を通じていずれの方向にも導くように設定される。このコイルの軸に沿って見て電流がコイルを時計回りに流れる場合、それは正であり、他の場合は負であるとする。静止選択磁界を生成するために、一定の正の電流ＩＳが、ｚ＋コイルを通って流れるようにされ、電流−ＩＳが、ｚ−コイルを通って流れるようにされる。ｚコイルペア１６は、逆平行の円形コイルペアとして機能する。
【００３０】
軸の配置及び本実施形態において軸に与えられる呼称は、単なる例示であり、他の実施形態において異なるものでもよいことに留意すべきである。例えば、実際の実施形態において、垂直軸は、しばしば、本実施形態のようなｙ軸ではなくｚ軸と考えられる。しかしながら、これは、概して本発明の装置の機能及び動作並びに効果を変えるものではない。
【００３１】
概して勾配磁界である選択磁界は、図２において磁力線５０によって示される。選択磁界は、選択磁界を生成するｚコイルペア１６の（例えば水平の）ｚ軸２２の方向に、実質的に一定の勾配を有し、この軸２２上のアイソセンタ２４においてゼロの値になる。この磁界フリーなポイント（図２に個別には示さず）から始まって、距離が磁界フリーなポイントから大きくなるにつれて、選択磁界５０の磁界強度は、すべての３つの空間方向において増大する。アイソセンタ２４の周りの破線によって示される第１のサブゾーン又は領域５２では、磁界強度は、非常に小さいので、第１のサブゾーン５２に存在する粒子の磁化は飽和せず、第２のサブゾーン５４（領域５２の外側）に存在する粒子の磁化は、飽和状態にある。第２のサブゾーン５４（すなわち第１のサブゾーン５２の外側のスキャナの視野２８の残りの部分）において、選択磁界の磁界強度は、磁性粒子を飽和状態に保つのに十分強い。
【００３２】
視野２８内の２つのサブゾーン５２、５４（磁界フリーなポイントを含む）の位置を変えることによって、視野２８内の（全体的な）磁化が変化する。視野２８内の磁化又は磁化によって影響を及ぼされる物理的パラメータを測定することによって、視野２８内の磁性粒子の空間分布に関する情報が取得されることができる。視野２８内の２つのサブゾーン５２、５４（磁界フリーなポイントを含む）の相対的な空間位置を変えるために、他の磁界（すなわち駆動磁界）及び適用できる場合にはフォーカス磁界が、選択磁界５０に重ねられる。
【００３３】
駆動磁界を生成するために、時間依存の電流ＩＤ１が、両方のｘコイル１２に流れるようにされ、時間依存の電流ＩＤ２が、両方のｙコイル１４に流れるようにされ、時間依存の電流ＩＤ３が、両方のｚコイル１６に流れるようにされる。従って、３つのコイルペアの各々が、平行な円形コイルの対として働く。同様に、フォーカス磁界を生成するために、時間依存の電流ＩＦ１が、両方のｘコイル１２に流れるようにされ、電流ＩＦ２が、両方のｙコイル１４を流れるようにされ、電流ＩＦ３が、両方のｚコイル１６を流れるようにされる。
【００３４】
ｚコイルペア１６は特別であることに留意すべきである：ｚコイルペア１６は、駆動及びフォーカス磁界の一部だけでなく、選択磁界も生成する（当然ながら、他の実施形態において、別個のコイルが提供されることもできる）。ｚ±コイルを流れる電流は、ＩＤ３＋ＩＦ３±ＩＳである。残りの２つのコイルペア１２、１４を流れる電流は、ＩＤｋ＋ＩＦｋ、ｋ＝１、２である。それらのジオメトリ及び対称性のため、３つのコイルペア１２、１４、１６は良好に減結合される。これは望ましいことである。
【００３５】
選択磁界は、逆平行の円形コイルペアによって生成されるので、ｚ軸に関して回転対称であり、そのｚ成分は、アイソセンタ２４の周りのサイズ設定可能なボリュームにおいて、ｚ方向においてほぼ線形であり、ｘ及びｙ方向とは独立している。特に、選択磁界は、アイソセンタにおいて単一の磁界フリーなポイント（ＦＦＰ）を有する。対照的に、平行な円形コイルペアによって生成される駆動及びフォーカス磁界への寄与は、アイソセンタ２４の周りのサイズ設定可能なボリュームにおいて、空間的にほぼ一様であり、個々のコイルペアの軸に平行である。すべての３つの平行な円形コイルペアによって協働して生成される駆動及びフォーカス磁界は、空間的にほぼ一様であり、任意の方向及びある最大強度までの強度を与えられることができる。駆動及びフォーカス磁界は時間依存でもある。フォーカス磁界と駆動磁界の間の相違は、フォーカス磁界が時間的にゆっくり変化し、大きい振幅を有する一方で、駆動磁界が速く変化し、小さい振幅を有することである。これらの磁界を異なって扱うための物理的な及び生医学的な理由がある。大きい振幅を有する速く変化する磁界は、生成するのが難しく、患者にとって潜在的に危険である。
【００３６】
実際の実施形態において、ＦＦＰは、磁界がゼロであるとみなされる数学的なポイントとして考えられることができる。磁界強度は、ＦＦＰからの距離が大きくなると共に増大し、増加レートは、それぞれの異なる方向において（例えば装置の特定のレイアウトに依存して）異なりうる。磁界強度が、磁性粒子を飽和状態にするために必要な磁界強度より低い限り、粒子は、装置によって測定される信号の信号生成に能動的に寄与する；そうでない場合、粒子は飽和し、任意の信号を生成しない。
【００３７】
ＭＰＩスキャナの実施形態１０は、平行な円形コイル（再びｘ軸、ｙ軸及びｚ軸に沿って指向される）の少なくとも１つの他のペア（好適には３つの他のペア）を有する。これらのコイルペア（図１に示さず）は、受信コイルとして機能する。駆動及びフォーカス磁界のためのコイルペア１２、１４、１６と同様に、これらの受信コイルペアの１つに流れる一定の電流によって生成される磁界は、視野内で空間的にほぼ一様であり、個々のコイルペアの軸に平行である。受信コイルは、良好に減結合されることができる。受信コイルに誘起される時間依存の電圧は、このコイルに取り付けられる受信器によって増幅され、サンプリングされる。より正確には、この信号の巨大な動的レンジに対処するために、受信器サンプルは、受信信号と基準信号との間の差をサンプリングする。受信器の伝達関数は、ゼロヘルツ（「ＤＣ」）から、期待される信号レベルがノイズレベルを下回る周波数まで、非ゼロである。代替として、ＭＰＩスキャナは、専用の受信コイルを有しない。その代わりに、駆動磁界送信コイルは、組み合わされる駆動受信コイルを使用する本発明による例と同様に、受信コイルとして使用される。
【００３８】
図１に示されるＭＰＩスキャナの実施形態１０は、ｚ軸２２に沿って、すなわち選択磁界の軸に沿って、円筒状ボア２６を有する。すべてのコイルは、このボア２６の外側に配置される。データ取得のために、イメージングされるべき患者（又は対象）は、ボア２６内に配置され、それにより、患者の関心ボリューム−イメージングされる患者（又は対象）のボリューム−は、スキャナの視野２８−スキャナのボリュームであり、そのコンテントを、スキャナはイメージングすることができる−によって囲まれる。患者（又は対象）は、例えば、患者テーブル上に配置される。視野２８は、ボア２６の内部の幾何学的に簡素な（例えば立方体、球、柱体又は任意の形状のような）アイソセントリックのボリュームである。立方体の視野２８が図１に示されている。
【００３９】
第１のサブゾーン５２のサイズは、選択磁界の勾配の強度、及び飽和のために必要とされる磁界の強度に依存し、飽和に必要な磁界強度は、磁性粒子に依存する。選択磁界の８０Ａ／ｍの磁界強度及び５０ｘ１０３Ａ／ｍ２に達する磁界強度の（所与の空間方向における）勾配において、典型的な磁性粒子の十分な飽和のために、粒子の磁化が飽和しない第１のサブゾーン５２は、（所与の空間方向において）約１ｍｍの寸法を有する。
【００４０】
患者の関心ボリュームは、磁性ナノ粒子を含むことが想定される。例えば、腫瘍の診断イメージングの前に、磁性粒子は、例えば磁性粒子を含む液体によって、関心ボリュームへ運ばれる。磁性粒子を含む液体は、患者（対象）の身体に注入され、又は他のやり方で患者に投与され、例えば経口で投与される。
【００４１】
概して、磁性粒子を視野まで運ぶためのさまざまな方法が存在する。特に、磁性粒子が患者の身体に導入されることができる場合、磁性粒子は、外科的な方法及び非外科的な方法を用いて投与されることができ、（医療専門家のような）専門家を必要とする方法及び専門家を必要としない方法の両方があり、専門家は、素人、又は当業者、又は患者自身によって実施されることができる。外科的な方法の中には、例えばトレーサの血管への注入のような侵襲ステップを含む（このような注入が仮に外科的な方法と考えられるとして）、潜在的に危険でない及び／又は安全で日常的な介入があり、このような介入は、実施されるべき多くの専門的な医療技術が実施される必要がなく、重篤な健康リスクを伴わない。更に、嚥下又は吸気のような他の非外科的な方法が適用されることもできる。
【００４２】
概して、データ取得における実際のステップが実施される前に、磁性粒子は事前に供給され、又は事前に投与される。しかしながら、実施形態において、他の磁性粒子が視野に供給され／投与されることも可能である。
【００４３】
磁性粒子の一実施形態は、例えば軟磁性層を具備するガラスの球状基板を含み、軟磁性層は、５ｎｍの厚さを有し、鉄−ニッケル合金（例えばパーマロイ）からなる。この層は、例えば、粒子を化学的に及び／又は物理的に攻撃的な環境（例えば酸）から保護するコーティング層によってカバーされることができる。このような粒子の磁化の飽和のために必要とされる選択磁界５０の磁界強度は、例えば粒子の直径、磁性層のために使用される磁性材料及び他のパラメータのような、さまざまなパラメータに依存する。
【００４４】
例えばこのような磁性粒子を有する１０μｍの直径の場合、約８００Ａ／ｍ（およそ１ｍＴのフラックス密度に対応する）の磁界が必要とされ、１００μｍの直径の場合、８０Ａ／ｍの磁界で十分である。より低い飽和磁化を有する材料のコーティングが選択される場合、又は層の厚さが低減される場合、一層小さい値が得られる。
【００４５】
実際、商品名Resovist（又は、同様の磁性粒子）の下で市販される磁性粒子が、しばしば使用され、かかる磁性粒子は、磁性材料のコアを有する又は塊状の球体として形成され、例えば４０又は６０ｎｍというナノメートルのレンジの直径を有する。
【００４６】
概して使用できる磁性粒子及び粒子組成の他の詳細については、欧州特許第1224542号、国際公開第2004/091386号、国際公開第2004/091390号、国際公開第2004/091394号、国際公開第2004/091395号、国際公開第2004/091396号、国際公開第2004/091397号、国際公開第2004/091398号、国際公開第2004/091408号の対応する部分が参照され、それらの内容は、参照によってここに盛り込まれるものとする。これらの文書において、一般のＭＰＩ方法のより多くの詳細を同様に見つけることができる。
【００４７】
データ取得の間、ｘ、ｙ及びｚコイルペア１２、１４、１６は、位置依存及び時間依存の磁界である印加される磁界を生成する。これは、適切な電流を磁界生成コイルに導くことによって達成される。事実、駆動及びフォーカス磁界は、選択磁界をあちこち動かし、それにより、ＦＦＰは、視野のスーパーセットであるスキャニングボリュームをトレースする予め選択されたＦＦＰ軌道に沿って移動する。印加される磁界は、患者の磁性ナノ粒子を方向付ける。印加される磁界が変化するとき、結果として得られる磁化も変化するが、それは、印加される磁界に非線形に応答する。変化する印加磁界及び変化する磁化の合計は、ｘｋ軸に沿って受信コイルペアの端子をまたいで時間依存の電圧Ｖｋを誘起する。関連する受信器は、この電圧を信号Ｓｋに変換し、その信号は、更に処理される。
【００４８】
図１に示される第１の実施形態１０のように、図３に示されるＭＰＩスキャナの第２の実施形態３０は、３つの円形の、互いに直交するコイルペア３２、３４、３６を有するが、これらのコイルペア３２、３４、３６は、選択磁界及びフォーカス磁界のみを生成する。ここでも選択磁界を生成するｚコイル３６は、強磁性材料３７で満たされる。この実施形態３０のｚ軸４２は垂直に向けられており、ｘ軸及びｙ軸３８、４０は水平に向けられる。スキャナのボア４６は、ｘ軸３８に平行であり、ゆえに選択磁界の軸４２に対し垂直である。駆動磁界は、ｘ軸３８に沿ったソレノイド（図示せず）によって、及び２つの残りの軸４０、４２に沿ったサドルコイル（図示せず）のペアによって、生成される。これらのコイルは、ボアを形成する管体に巻き付けられる。駆動磁界コイルは更に受信コイルとしても働く。
【００４９】
このような実施形態の幾つかの一般的なパラメータを与えるために、選択磁界（Ｇ）のｚ勾配は、Ｇ／μ０＝２．５Ｔ／ｍの強度を有し、ここで、μ０は、真空透磁率である。駆動磁界の時間周波数スペクトルは、２５ｋＨｚ（約２５０ｋＨｚまで）付近の狭い帯域に集中される。受信された信号の有用な周波数スペクトルは、５０ｋＨｚと１ＭＨｚの間（結局は最大で約１５ＭＨｚ）にある。ボアは１２０ｍｍの直径を有する。ボア４６にフィットする最大の立方体２８は、
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のエッジ長を有する。
【００５０】
磁界生成コイルの構造は、概して当技術分野において、例えば磁気共鳴イメージングの分野から、知られているので、このことについては、本願明細書で詳しく述べる必要はない。
【００５１】
選択磁界の生成のための代替の実施形態において、永久磁石（図示せず）が使用されることができる。このような（対向する）永久磁石（図示せず）の２つの極の間の空間には、対向する局が同じ極性を有する場合、図２に示されるものと同様の磁界が形成される。別の代替の実施形態において、選択磁界は、少なくとも１つの永久磁石及び少なくとも１つのコイルの混合体によって生成されることができる。
【００５２】
図４は、ＭＰＩ装置２００、３００の一般的な外側のレイアウトの２つの実施形態を示す。図４Ａは、２つの選択及びフォーカス磁界コイルユニット２１０、２２０を含む、提案されるＭＰＩ装置２００の実施形態を示しており、それらのコイルユニットは、基本的に同一であり、それらの間に形成される検査領域２３０の両側に配置される。更に、駆動磁界コイルユニット２４０が、患者（図示せず）の関心領域の周りに配置される選択及びフォーカス磁界コイルユニット２１０、２２０の間に配置される。選択及びフォーカス磁界コイルユニット２１０、２２０は、上記で説明された選択磁界及びフォーカス磁界を表す組み合わされた磁界を生成するための幾つかの選択及びフォーカス磁界コイルを有する。特に、選択及びフォーカス磁界コイルユニット２１０、２２０の各々は、好適には、選択及びフォーカス磁界コイルの同一のセットを有する。前記選択及びフォーカス磁界コイルの詳細は以下に説明される。
【００５３】
駆動磁界コイルユニット２４０は、駆動磁場を生成する幾つかの駆動磁界コイルを含む。これらの駆動磁界コイルは、駆動磁界コイルの幾つかのペアを含むことができ、具体的には、駆動磁界コイルの１つのペアが、空間の３方向の各々において磁界を生成する。一実施形態において、駆動磁界コイルユニット２４０は、空間の２つの異なる方向用のサドルコイルの２つのペア、及び患者の長手軸に磁界を生成する１つのソレノイドコイルを含む。
【００５４】
選択及びフォーカス磁界コイルユニット２１０、２２０は、概して、保持ユニット（図示せず）又は部屋の壁に取り付けられる。好適には、選択及びフォーカス磁界コイルユニット２１０、２２０は、個々のコイルを保持するための磁極片を有し、保持ユニットは、選択及びフォーカス磁界コイルユニット２１０、２２０を機械的に保持するだけでなく、２つの選択及びフォーカス磁界コイルユニット２１０、２２０の磁極片を接続する磁束の経路を提供する。
【００５５】
図４ａに示されるように、２つの選択及びフォーカス磁界コイルユニット２１０、２２０の各々は、駆動磁界コイルユニット２４０の駆動磁界コイルによって生成される磁界から選択及びフォーカス磁界コイルを遮蔽する遮蔽層２１１、２２１を有する。
【００５６】
図４Ｂに示されるＭＰＩ装置２０１の実施形態では、ただ１つの選択及びフォーカス磁界コイルユニット２２０が、駆動磁界コイルユニット２４０と共に提供される。概して、単一の選択及びフォーカス磁界コイルユニットは、必要とされる組み合わされた選択及びフォーカス磁界を生成するのに十分である。従って、前記単一の選択及びフォーカス磁界コイルユニット２２０は、患者が検査のために配置される患者テーブル（図示せず）に組み込まれることができる。好適には、駆動磁界コイルユニット２４０の駆動磁界コイルは、（例えば可撓性コイル素子として）、あらかじめ患者の身体の周りに配置されることができる。別の実現例において、駆動磁界コイルユニット２４０は、開かれることができ、例えば、図４ｂに軸方向に示される分離ライン２４３、２４４によって示されるように、２つのサブユニット２４１、２４２に分離可能であり、それにより、患者は、２つのサブユニット２４１、２４２の間に配置されることができ、駆動磁界コイルサブユニット２４１、２４２が一緒に結合されることができる。
【００５７】
ＭＰＩ装置の他の実施形態において、検査領域２３０の周りの一様な分布に従って好適に配置されるより多くの選択及びフォーカス磁界コイルユニットが、提供されることもできる。しかしながら、より多くの選択及びフォーカス磁界コイルユニットが使用されるほど、医療助手又は医師が患者をそこに配置するとともに、検査中に患者自身にアクセスするための検査領域へのアクセスしやすさが、一層制限される。
【００５８】
図５は、本発明によるＭＰＩ装置１００の一般のブロック図を示す。特に明記しない限り、上で説明される磁性粒子イメージングの一般法則は、有効であり、この実施形態にも適用できる。
【００５９】
図５に示される装置１００の実施形態は、所望の磁界を生成するさまざまなコイルを含む。まず、ＭＰＩのコイル及びそれらの機能について説明する。
【００６０】
組み合わされた選択及びフォーカス磁界を生成するために、選択及びフォーカス手段１１０が提供される。選択及びフォーカス磁界は、低い磁界強度を有する第１のサブゾーン（図２の５２）及びより高い磁界強度を有する第２のサブゾーン（図２の５４）が視野２８内に形成されるようなその磁界強度の空間パターンを有し、第１のサブゾーンでは、磁性粒子の磁化が飽和せず、第２のサブゾーンでは、磁性粒子の磁化が飽和する。視野２８は、検査領域２３０の小さい部分であり、これは従来は選択磁界を用いて達成される。更に、選択及びフォーカス磁界を用いることによって、検査領域２３０内の視野２８の空間位置が変更されることができ、これは、従来はフォーカス磁界を用いて行われる。
【００６１】
選択及びフォーカス手段１１０は、前記選択及びフォーカス磁界の生成を制御するために、選択及びフォーカス磁界コイル１１４の前記少なくとも１つの組に供給される選択及びフォーカス磁界電流を生成するために、選択及びフォーカス磁界コイル１１４及び選択及びフォーカスフィールド生成器ユニット１１２の少なくとも１つの組（図４Ａ、図４Ｂに示される選択及びフォーカス磁界コイルユニット２１０、２２０のうちの１つを表す）を含む。好適には、別個の生成器サブユニットが、選択及びフォーカス磁界コイル１１４の少なくとも１つの組の各々のコイル素子（又はコイル素子の各々のペア）に提供される。前記選択及びフォーカス磁界生成器ユニット１１２は、選択及びフォーカス磁界への各コイルの寄与の勾配強度及び磁界強度を設定するように個々のコイル素子に磁界電流を供給する、制御可能な電流源（概して増幅器を含む）及びフィルタユニットを有する。フィルタユニット１１４が省かれることもできることに留意すべきである。更に、他の実施携帯では、別々のフォーカス及び選択手段が提供される。
【００６２】
駆動磁界を生成するために、装置１００は駆動手段１２０を更に有し、駆動手段１２０は、磁性材料磁化が局所的に変化するように駆動磁界によって視野内の２つのサブゾーンの空間位置及び／又はサイズを変更するために、駆動磁界信号発生器ユニット１２２及び駆動磁界コイル１２４の組（図４Ａ、図４Ｂに示される駆動コイルユニット２４０を表す）を有する。上で述べたように、前記駆動磁界コイル１２４は、好適には、対向して配置されるサドルコイルの２つのペア１２５、１２６及び１つのソレノイドコイル１２７を有する。例えばコイル素子の３つのペアのような実現例も可能である。
【００６３】
駆動磁界信号発生器ユニット１２２は、好適には、駆動磁界コイル１２４の前記組の各コイル素子（又は少なくともコイル素子の各ペア）ごとに、別個の駆動磁界信号生成サブユニットを有する。前記駆動磁界信号発生器ユニット１２２は、好適には、個々の駆動磁界コイルに時間依存の駆動磁界電流を供給するために、駆動磁界電流源（好適にはパワーアンプを含む）及びフィルタユニットを有する。
【００６４】
選択及びフォーカス磁界信号発生器ユニット１１２及び駆動磁界信号発生器ユニット１２２は、好適には、制御ユニット１５０によって制御され、制御ユニット１５０は、好適には、選択磁界のすべての空間ポイントの磁界強度の合計及び勾配強度の合計が予め規定されたレベルに設定されるように、選択及びフォーカス磁界信号発生器ユニット１１２を制御する。このために、制御ユニット１５０は、ＭＰＩ装置の所望のアプリケーションに従って、ユーザによって制御命令を提供されることもできるが、これは、好適には本発明に従って省かれる。
【００６５】
ＭＰＩ装置１００を使用して検査領域（又は検査領域内の関心領域）における磁性粒子の空間分布を決定するために、特に前記関心領域の画像を取得するために、特に受信コイルである信号検出受信手段、及び前記受信手段によって検出された信号を受信する信号受信ユニット１４０が、提供される。従来、１乃至３の別個の受信コイルが、受信手段としてＭＰＩ装置に提供される。しかしながら、本発明によれば、前記駆動磁界コイル１２４（又は、駆動磁界コイルペア）の１乃至３は、（同時に又は代わる代わる）検出信号を受信する受信コイルとして働く。従って、これらの駆動磁界コイルは、ここで「駆動受信コイル」と呼ばれる。
【００６６】
駆動磁界の生成及び検出信号の検出は、同時に又は交替で実施されることができる。好適には、すべての３つの駆動受信コイル（又はコイルペア）１２５、１２６、１２７が、コイルを受信するように働き、３つの受信ユニット１４０−駆動受信コイル（又はコイルペア）あたり１つ−が、実際に提供されるが、３より多い駆動受信コイル及び受信ユニットが使用されることもでき、その場合、取得される検出信号は、３次元でなく、Ｋ次元であり、ここでＫは駆動受信コイルの数である。
【００６７】
前記信号受信ユニット１４０は、受信した検出信号をフィルタリングするフィルタユニット１４２（Ｒｘフィルタとも呼ばれる）を有する。このフィルタリングの目的は、２つの部分領域（５２、５４）の位置の変化によって影響を及ぼされる検査領域の磁化によってもたらされる測定値を、他の干渉信号（具体的には基本周波数のクロストーク）から分離することである。このために、フィルタユニット１４２は、例えば駆動受信コイルが動作される時間周波数より小さい又はこれらの時間周波数の２倍より小さい時間周波数を有する信号がフィルタにユニット１４２を通過しないように、設計されることができる。信号は、増幅器ユニット１４４（低雑音増幅器（ＬＮＡ）とも呼ばれる）を通じてアナログ／デジタル変換器１４６（ＡＤＣ）に送信される。
【００６８】
アナログ／デジタル変換器１４６によって生成されるデジタル化された信号は、画像処理ユニット（再構成手段とも呼ばれる）１５２に供給され、画像処理ユニットは、これらの信号、及び個々の信号の受信中に検査領域内の第１の磁界の第１の部分領域５２が占めた位置であって画像処理ユニット１５２が制御ユニット１５０から取得する個々の位置から、磁性粒子の空間分布を再構成する。磁性粒子の再構成された空間分布は、コンピュータ１５４に制御手段１５０を通じて最終的に送信され、コンピュータは、モニタ１５６上にそれを表示する。こうして、検査領域の視野の磁性粒子の分布を示す画像が表示されることができる。
【００６９】
ＭＰＩ装置１００の他のアプリケーションにおいて、例えば磁性粒子に影響を与えるために（例えば温熱療法のため）、又は（例えばカテーテルを移動させるためにカテーテルに取り付けられる又は薬剤を特定のロケーションへ移動させるために薬剤に付される）磁性粒子を移動させるために、受信手段は省かれてもよく、又は単に使用されなくてもよい。
【００７０】
更に、例えばキーボードのような入力ユニット１５８が任意に提供されることができる。従って、ユーザは、最も高い解像度の所望の方向を設定することが可能であり、次いで、モニタ１５６上で作用領域の個々の画像を受け取る。最も高い解像度が必要とされる重要な方向が、ユーザによって最初に設定された方向から逸脱する場合、ユーザは、改善されたイメージング解像度をもつ他の画像を生成するために、方向をなお手動で変えることができる。この解像度改善プロセスは、制御ユニット１５０及びコンピュータ１５４によって自動的に動作されることもできる。本実施形態における制御ユニット１５０は、勾配磁界を自動的に算定された第１の方向に設定し、又はユーザによる開始値として設定する。その後、（コンピュータ１５４によって比較される）受信される画像の解像度が、これ以上は改善されない最大となるまで、勾配磁界の方向は徐々に変更される。従って、最も重要な方向は、可能である最高解像度を受けるために、自動的に個々に適応されて見つけられることができる。
【００７１】
更に、本発明によれば、前記駆動磁界信号発生器ユニット１２２と前記信号受信ユニット１４０との間に結合されるブリッジユニット１６０が提供される。前記ブリッジユニット１６０は、以下により詳しく説明されるように４つのブリッジサブユニットを有し、前記駆動受信コイル１２４は、前記ブリッジサブユニットのうちの１つのブリッジサブユニットの一部である。更に、結合ユニット１７０が、ブリッジユニット１６０への結合のために、駆動磁界信号発生器ユニット１２２とブリッジユニット１６０との間に結合される。
【００７２】
図６は、ＭＰＩ装置において使用される一般のフィルタリングスキーム３００及び前記フィルタリングスキームの中の個々の異なる接続部において取得されるさまざまな信号のスペクトルを示すブロック図を示す。前述されるように、ＭＰＩは、（バンドパスフィルタ３０３と共に）図５に示される駆動磁界信号発生器ユニット１２２を基本的に表現するシンセサイザ３０１及びパワーアンプ３０２を使用することによって、外部のシヌソイド磁界励起を受ける磁性粒子によって生成される高調波を検出することに基づく。励起及び受信は、（バンドストップフィルタ３０７と共に）図５に示される信号受信ユニット１４０を基本的に表現する低雑音増幅器３０８及びＡＤＣ３０９を使用することによって、同時に行われ、単に周波数ドメインにおいて分離される。古典的な分離は、ノッチフィルタ（例えばＬＣ共振器）によって、すなわち送信コイル３０４（駆動磁界コイル）の前のバンドパスフィルタ３０３及び受信コイル３０６の後のバンドストップフィルタ３０７、によって実現され、前記送信コイル３０４及び前記受信コイル３０６は、検査のために患者が配置されるボア３０５の近くに配置される別個のコイルである。患者に最も近いコイルのより高い感度のため、患者に非常に近い空間において、送信コイル３０４と受信コイル３０６との間に競合がある。この「競合」は、本発明により、ジョイント送信／受信コイル、すなわち上述した駆動受信コイルを使用することによって、解決される。
【００７３】
特にパワーアンプ３０２から生成される高調波のような送信側から受信側へのクロストークがあるので、駆動磁界からの高調波が受信経路に入らないことを確実にするために、多くの努力がバンドパスフィルタ３０３に費やされる。しかしながら、この努力の成功は、フィルタ３０３自体のコンポーネントによって最終的に制限されることが分かった：特にキャパシタ（のみならず他のコンポーネント及び材料）は非線形に振る舞う。それらが非線形である程度は、非常に小さいので測定するのが困難であり、他のアプリケーションには懸念がないようである。それでもなお、最適キャパシタ技術を識別する努力にもかかわらず、それは、この受信スキームの制限になる。
【００７４】
ＭＰＩ装置の感度は、概して以下によって制限される：
ｉ．広帯域である及び損失コンポーネントから発するノイズ、主に熱のノイズ。低損失コンポーネント又は冷却が、これを最小にすることを助ける。
ｉｉ．一般に特有の周波数をもつ顕著なエネルギーを有する外部の干渉成分。スペクトル内のこのような目立つ妨害成分は、例えば、ＭＰＩ受信周波数レンジで動作する長波ラジオ放送から生じうる。これを最小限にするために、遮蔽されるキャビネットが一般に用いられる。
【００７５】
ｉｉｉ．高調波バックグラウンド、すなわち任意のナノ粒子が存在しない状況で生ずる高調波。高調波のさまざまなソースが存在する。
ａ）ＤＦパワーアンプの非線形性。これを阻止するために、Ｔｘバンドパスフィルタが実現される。
ｂ）フィルタリング成分の非線形性。これを最小にするために、キャパシタタイプがそれらの直線性のため選択され、インダクタは、好適には強磁性材料を用いずに実現される。これは、すべてのフィルタ（Ｔｘ及びＲｘ）にとって重要である。
ｃ）高電流共振器内のコンポーネントの非線形性。ここで、これは、それが最大電流及び電圧が生じる高電流共振器内にあるという理由で、特に重要である。残りの高調波バックグラウンドに対して重要な１つのコンポーネントは、同調コンデンサアセンブリの非線形性である。
【００７６】
ｉｖ．駆動磁界増幅器によって生成される広帯域ノイズ。これは、本発明によれば特に関心のあるものであり、図６を参照して説明された。両方とも共通しない特定の帯域幅を有するＴｘフィルタもＲｘフィルタも、例えば基本周波数１５０ｋＨｚの場合＋／−２０ｋＨｚの基本周波数付近のノイズを抑制することが可能でない。スペクトルにおいて、この側波帯ノイズは、抑制される基本周波数付近の対称的なショルダー部として現れる。
【００７７】
知られている解決策の不利益は、例えば、１ｍより大きい直径を有するコアレストロイダルインダクタとして一般に実現される大きいグラジオメータを用いてそれを実現するための膨大な努力である。グラジオメータコイルのＱファクタは、ノイズを生成する他の損失を実現しないように、非常に高いことを必要とする。従って、多くの特別なＲＦリッツ線が使用される必要があり、多くのコスト及び重量をもたらす。本発明は、実現するのがはるかに容易であり、大きなコストを与えない、軽量な代替物を提供する。それは、少なくとも制限ｉｉｉ．ａ）、ｉｉｉ．ｂ）及びｉｖ）を軽減することが可能である。
【００７８】
図７乃至図１４は、本発明によるＭＰＩ装置のさまざまな実施形態の回路図を示す。図５に示されるＭＰＩ装置１００と同じ素子には、同様の参照番号が付されている。しかしながら、図５に示されるすべて素子が、図７乃至図１４に必ずしも示されているわけではない。
【００７９】
図７は、ＭＰＩ装置４００の一般レイアウトの回路図を示す。ＭＰＩ装置４００は、駆動磁界信号発生器ユニット１２２と、信号受信ユニット１４０と、前記駆動磁界信号発生器ユニット１２２及び前記信号受信ユニット１４０の間に結合されるブリッジユニット１６０と、ブリッジユニット１６０に結合するために、駆動磁界信号発生器ユニット１２２及びブリッジユニット１６０の間に結合される結合ユニット１７０と、を有する。前記ブリッジユニット１６０は、４つのブリッジサブユニット４１０、４２０、４３０、４４０を有する。第１のブリッジサブユニット４１０は、第１の誘導又は容量結合素子４１１を有する。第２のブリッジサブユニット４２０は、第２の誘導又は容量結合素子４２１を有する。前記第１のブリッジサブユニット４１０と直列に結合される第３のブリッジサブユニット４３０は、測定インダクタ４３１を有する。前記第２のブリッジサブユニット４２０と直列に結合される第４のブリッジサブユニット４４０は、（ジョイント送信及び受信コイルとして働く）駆動受信コイル４４１を有する。信号受信ユニット１４０は、第１及び第２のブリッジサブユニット４１０、４２０の間に配置された第１の出力端子４５１と、第３及び第４のブリッジサブユニット４３０、４４０の間に配置された第２の出力端子４５２と、に結合される。
【００８０】
図８は、誘導結合を使用する本発明によるＭＰＩ装置４０１の第２の実施形態の回路図を示す。この実施形態において、結合ユニット１７０は、誘導結合のために構成され、一次結合インダクタ１７１を有し、第１のブリッジサブユニット４１０が、第１の二次結合インダクタ４１２を有し、第２のブリッジサブユニット４２０が、第２の二次結合インダクタ４２２を有する。一次結合インダクタ１７１及び二次結合インダクタ４１２、４２２は、トランスのように誘導結合される（矢印１７５によって示される）。
【００８１】
図９は、容量結合を使用する本発明によるＭＰＩ装置４０２の第３の実施形態の回路図を示す。この実施形態において、結合ユニット１７０は、容量結合のために構成され、前記駆動磁界信号発生器ユニット１２２を、第１及び第３のブリッジサブユニット４１０、４３０の間に配置された第１の入力端子４５３に、及び第２及び第４のブリッジサブユニット４２０、４４０の間に配置された第２の入力端子４５４に、接続するためのスルー接続１７２を有する。第１のブリッジサブユニット４１０は、第１の結合キャパシタ４１３を有し、第２のブリッジサブユニット４２０は、第２の結合キャパシタ４２３を有する。
【００８２】
本発明に関係なく、高電流共振器は、ＵＬＮＡが測定される出力端子に関して常に対称性を有し、出力端子には、（好適には、帯域阻止フィルタとも呼ばれるＲｘフィルタを通じて）低雑音増幅器が接続される。基本的に高いＱインダクタ及び高いＱキャパシタ並びにいくらかの抵抗損失をもつループである全体としての高電流共振器（すなわちブリッジユニット１６０）だけでなく、その各々の半分（ブリッジサブユニット４１０、４３０を含む左半分及びブリッジサブユニット４２０、４４０を含む右半分）もが、駆動チャネルの周波数である共振周波数（基本周波数とも呼ばれる）に同調される。これは、基本周波数をキャンセルするために行われ、そうでない場合、基本周波数は、非常に強いので、それはＬＮＡを飽和させる（次に、それは非線形になり、これは回避されなければならない）。しかしながら、キャンセルは、基本周波数に限られるものであり、他の周波数には及ばず、すなわち、それは広帯域でない。
【００８３】
（最初に駆動磁界パワーアンプから生じて、プリフィルタ又はバンドパスフィルタと呼ばれるＴｘフィルタによってフィルタリングされた）入力信号を、高電流共振器（すなわちブリッジユニット１６０）に結合する標準的な方法は、それを誘導結合回路網（ＩＣＮ）の一次側に接続することである。しかしながら、これは、信号を共振器の左半分（ブリッジサブユニット４１０、４３０）にのみ結合し、共振器の右半分（ブリッジサブユニット４２０、４４０）に結合しないので、対称性を壊す。
【００８４】
本発明は、その代わりに、図７乃至図９に示されるように、高電流共振器（すなわちブリッジユニット１６０）への入力における平衡ブリッジに基づく。１つの結合素子にのみ入力信号を結合する代わりに、入力信号は、高電流共振器に対称に組み込まれた２つの結合素子４１１及び４２１に対称性をもって結合される。従って、信号は、共振器の左半分（４１０、４３０）及び右半分（４２０、４４０）の両方に結合され、対称性が保たれる。
【００８５】
図１０乃至図１３は、誘導結合を使用する本発明によるＭＰＩ装置の実施形態のより詳細な回路図を示し、ここで、駆動磁界信号発生器ユニット１２２及び信号受信ユニット１４０は図示されない。
【００８６】
図１０に示されるＭＰＩ装置４０３は、直列に結合される第１の一次結合インダクタ１７１ａ及び第２の一次結合インダクタ１７１ｂを有する誘導結合ユニット１７０を有し、それにより、並列の結合もまた動作することに留意すべきである。第３及び第４のブリッジサブユニット４３０、４４０の各々が、前記測定インダクタ４３１及び前記駆動受信コイル４４１にそれぞれ直列に結合される２つのブリッジキャパシタ４３２、４３３及び４４２、４４３を有する。この実施形態は、Ｔｘ対称性（左／右）及びＲｘ対称性（上／下）を提供する。
【００８７】
基本周波数、ノイズ及び高調波を含むいかなる周波数の信号も、駆動磁界信号発生器ユニット１２２から信号受信ユニット１４０に向かう途中で抑制されることを確実にするために満たされるべき条件が、図１０を参照して説明される。具体的には、Ｕ１／Ｕ２＝Ｚ１／Ｚ２が達成され、ここで、Ｕ１は、第１の二次結合インダクタ４１２に誘起される電圧であり、Ｕ２は、第２の二次結合インダクタ４２２に誘起される電圧であり、Ｚ１は、第１及び第３のブリッジサブユニット４１０、４３０のインダクタンスであり、Ｚ２は、第２及び第４のブリッジサブユニット４２０、４４０のインダクタンスである。それゆえ、ループが基本周波数に完全に同調されることは、ブリッジが動作するためには必要とされない。しかしながら、この条件はすべての周波数において当てはまる必要があるので、それは、共振周波数が同じでありうることを示す。更に、ブリッジユニットの左半分及び右半分が同じである必要はない。Ｚ１及びＺ２が等しくない状況に対処することも可能である。この場合、一次結合インダクタ１７１から２つの二次結合インダクタ４１２、４２２への結合が好適に適応される。
【００８８】
出力端子４５１、４５２の間で測定される電圧ＵＬＮＡについて、以下が保たれる：
ＵＬＮＡ＝Ｕ１−ＩＺ１＝Ｕ１−（Ｕ２＋Ｕ２）／（Ｚ１＋Ｚ２）＊Ｚ１＝０
これは、上述の条件Ｕ１／Ｕ２＝Ｚ１／Ｚ２につながる。理想的には、結合ユニットによる結合は、微調整され、及び／又はブリッジユニット（特にキャパシタ及び／又はインダクタ）のコンポーネントが、以下のように選択される：
Ｕ１＝Ｕ２及びＺ１＝Ｚ２
【００８９】
実際、（２つの一次結合インダクタ１７１ａ、１７１ｂの間で識別されない）いくつかのフラット巻線として実現される結合ユニット１７０（すなわち一次側）を有することが考えられ、それは、好適には二次結合インダクタ４１２、４２２の２つの二次巻線（すなわち二次側）の幾何学的な対称軸を中心に、幾何学的に動かされることができる。それゆえ、位置を機械的に調整することによって、誘起される電圧Ｕ１を増大させ、Ｕ２を低減することが可能であり、それにより、必要とされる比Ｚ１／Ｚ２に適応する。
【００９０】
これを実現する努力は最小である。事実、いかなる冷却要求もなく、一次側は、例えば０．２ｍ２の領域のまわりのリッツ線の５巻きのように簡単なものでありうる。二次側は、一層簡単である：専用のコンポーネントを構築する必要はない。その代わりに、ブリッジユニットの他の素子の間に開けられる領域が、十分である。従って、基本的に１つの簡単な新しいコンポーネントが、十分な誘導結合を得るために、既存の高電流共振器の近傍におかれる。それによって、追加のコスト及び冷却要求が回避される。
【００９１】
図１１に示されるＭＰＩ装置４０４は、ＭＰＩ装置４０３と非常に似ているが、結合ユニットは、第１の結合サブユニット１７０'（上述された結合ユニット１７０に対応する）を有するとともに、更に、互いに直列に結合される第３の一次結合インダクタ１７１ｃ及び第４の一次結合インダクタ１７１ｄを含む第２の結合サブユニット１７０''を有する。第４の一次結合インダクタ１７１ａ−１７１ｄは直列に結合される。更に、第３の二次結合インダクタ４３４及び第４の二次結合インダクタ４４４は、出力端子４５２に両方とも直接結合される第３及び第４のブリッジサブユニット４３０、４４０の一部として提供される。この実施形態は、Ｔｘ対称性（左／右及び上／下）及びＲｘ対称性（上／下）を提供する。
【００９２】
ここまで説明された及び図１０及び図１１に示されたＭＰＩ装置の実施形態は、電気的に完全に対称であり、又はグラウンドに対し「平衡」である。以下に記述される及び図１２乃至図１４に示される他の実施形態において、ブリッジユニットの非対称の又は「非平衡」の実現例が示される。
【００９３】
図１２に示されるＭＰＩ装置４０５は、第２の出力端子４５２がグラウンドに結合される構成を提供し、ここで、結合ユニットの２つの一次結合インダクタ１７１ａ、１７１ｂは直列に結合される。図１３に示されるＭＰＩ装置４０６は、第１の出力端子４５１がグラウンドに結合され、結合ユニットの２つの一次インダクタ１７１ａ、１７１ｂが並列に結合される構成を提供する。一次インダクタ１７１ａ、１７１ｂは、個々の二次インダクタ４１２、４２２と比較して反対の極性を有する１つのコイルとして好適には実現される。
【００９４】
図１４に示されるＭＰＩ装置４０７は、容量結合を使用するものであり、すなわち、ここで結合ユニットは、第１及び第２の入力端子４５３、４５４へのスルー接続１７２を有する。更に、結合キャパシタ４１３、４２３は、第１及び第２のブリッジサブユニットに提供される。容量結合を使用し、ブリッジへの対称な入力及び非対称の出力を有するこの実施形態は、誘導結合を使用する実施形態に関して上述されたものと同じ態様で又は同様の態様で更に変更されることができる。
【００９５】
要するに、本発明は、対称性によってバックグラウンド高調波を抑制するために平衡ブリッジトポロジを提供し、これは、既知の解決策よりコストが低く、扱いにくさが少ない。高電流共振器は、平衡ブリッジの対称性を有し、すなわち、増幅器からの入力ポートは左／右の対称性を有し、ＬＮＡに向かう出力ポートは、上／下の対称性を有する。既知の解決策とは異なり、対称性は直交する。新しく導入された結合ユニットは、追加のコンポーネントであるが、それは非常に小さいインダクタンスを有するので、多くのサイズ／ボリューム／コストを付加していない。概して、ブリッジユニットの（左右の）半分（一方は第１の及び第３のブリッジサブユニット４１０、４３０であり、他方は第２及び第４のブリッジサブユニット４２０、４４０）は共に、駆動磁界周波数で共振し、それによって、（ＬＮＡへの）出力ポートに対する（増幅器からの）入力ポートの広帯域（すなわち周波数独立の）分離を確実にする。このように、増幅器（基本波、高調波、擬似の信号、ノイズ）から発するすべての信号は、ＬＮＡから分離される。
【００９６】
本発明は、図面及び上述の説明において詳しく図示され記述されているが、このような図示及び記述は、制限的ではなく、説明的又は例示的なものであると考えられることができる。本発明は、開示された実施形態に制限されない。図面、開示及び添付の請求項の検討から、開示された実施形態に対する他の変更が、請求項に記載の本発明を実施する際に当業者によって理解され達成されることができる。
【００９７】
請求項において、「有する、含む（comprising）」という語は、他の構成要素又はステップを除外せず、不定冠詞「a」又は「an」は複数性を除外しない。単一の構成要素又は他のユニットは、請求項に列挙されるいくつかのアイテムの機能を果たすことができる。特定の手段が相互に異なる従属請求項に列挙されているという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用されることができないことを示さない。
【００９８】
請求項における参照符号は、本発明の範囲を制限するものとして解釈されるべきでない。
【図１】
2015217295.tif 000004
【図２】
2015217295.tif 000005
【図３】
2015217295.tif 000006
【図４Ａ】
2015217295.tif 000007
【図４Ｂ】
2015217295.tif 000008
【図５】
2015217295.tif 000009
【図６】
2015217295.tif 000010
【図７】
2015217295.tif 000011
【図８】
2015217295.tif 000012
【図９】
2015217295.tif 000013
【図１０】
2015217295.tif 000014
【図１１】
2015217295.tif 000015
【図１２】
2015217295.tif 000016
【図１３】
2015217295.tif 000017
【図１４】
2015217295.tif 000018
【手続補正書】
【提出日】平成27年4月16日(2015.4.16)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
視野内の磁性粒子に影響を与える及び／又は検出する装置であって、
磁性粒子の磁化が飽和しない、低い磁界強度を有する第１のサブゾーン、及び磁性粒子の磁化が飽和する、より高い磁界強度を有する第２のサブゾーン、が視野内に形成されるような磁界強度の空間パターンを有する選択磁界を生成する、選択磁界信号発生器ユニット及び選択磁界素子と、
駆動磁界信号発生器ユニット、信号受信ユニット、及び駆動受信コイルであって、磁性材料の磁化が局所的に変化するように、駆動磁界によって前記視野内の２つの前記サブゾーンの空間位置を変えること、及び前記第１及び前記第２のサブゾーンの空間位置の変化によって影響を及ぼされる前記視野内の磁化に依存する検出信号を取得すること、の両方を行う駆動受信コイルと、
前記駆動磁界信号発生器ユニット及び前記信号受信ユニットの間に結合されるブリッジユニットであって、第１の誘導又は容量結合素子を有する第１のブリッジサブユニット、第２の誘導又は容量結合素子を有する第２のブリッジサブユニット、前記第１のブリッジサブユニットに直列に結合され、測定インダクタを有する第３のブリッジサブユニット、及び前記第２のブリッジサブユニットに直列に結合され、前記駆動受信コイルを有する第４のブリッジサブユニット、を有するブリッジユニットと、
前記ブリッジユニットへの結合のために、前記駆動磁界信号発生器ユニットと前記ブリッジユニットとの間に結合される結合ユニットと、
を有し、前記信号受信ユニットは、前記第１及び前記第２のブリッジサブユニットの間に配された第１の出力端子に、及び前記第３及び前記第４のブリッジサブユニットの間に配された第２の出力端子に結合される、装置。
【請求項２】
前記結合ユニットは、誘導結合のために構成されるとともに、一次結合インダクタを有し、前記第１のブリッジサブユニットが、第１の二次結合インダクタを有し、前記第２のブリッジサブユニットが、第２の二次結合インダクタを有する、請求項１に記載の装置。
【請求項３】
前記結合ユニットは、容量結合のために構成され、前記駆動磁界信号発生器ユニットを、前記第１及び前記第３のブリッジサブユニットの間に配される第１の入力端子に及び前記第２及び前記第４のブリッジサブユニットの間に配される第２の入力端子に接続するスルー接続を有する、請求項１に記載の装置。
【請求項４】
前記結合ユニット及び／又は前記ブリッジユニットは、Ｕ１／Ｕ２＝Ｚ１／Ｚ２を得るように構成され、ここで、Ｕ１は、前記第１の誘導又は容量結合素子に誘起される電圧であり、Ｕ２は、前記第２の誘導又は容量結合素子に誘起される電圧であり、Ｚ１は、前記第１及び前記第３のブリッジサブユニットの直列接続のインピーダンスであり、Ｚ２は、前記第２及び前記第４のブリッジサブユニットの直列接続のインピーダンスである、請求項１に記載の装置。
【請求項５】
前記結合ユニット及び／又は前記ブリッジユニットは、Ｕ１＝Ｕ２及びＺ１＝Ｚ２を得るように構成される、請求項４に記載の装置。
【請求項６】
前記第１の誘導又は容量結合素子及び／又は前記第２の誘導又は容量結合素子の値は、Ｕ１／Ｕ２＝Ｚ１／Ｚ２、特にＵ１＝Ｕ２及びＺ１＝Ｚ２を得るように選択される、請求項４又は５に記載の装置。
【請求項７】
前記結合ユニットは、前記一次結合インダクタと、前記第１及び／又は前記第２の結合インダクタとの結合レートを機械的に変更し又は設定するように構成される、請求項２に記載の装置。
【請求項８】
前記第３及び／又は前記第４のブリッジサブユニットは、前記測定インダクタ及び前記駆動受信コイルに対し直列である１又は複数のブリッジキャパシタを有する、請求項１に記載の装置。
【請求項９】
前記第３のブリッジサブユニットが、前記測定インダクタに直列に結合される第３の二次結合インダクタを有し、前記第４のブリッジサブユニットが、前記駆動受信コイルに直列に結合される第４の二次結合インダクタを有し、前記結合ユニットが、前記第１及び前記第２の二次結合インダクタと結合するための第１の結合サブユニットと、前記第３及び前記第４の二次結合インダクタと結合するための第２の結合サブユニットと、を有する、請求項１に記載の装置。
【請求項１０】
前記一次結合インダクタは、前記第１及び前記第２の二次結合インダクタにそれぞれ別個に結合される２つの一次結合インダクタを有し、前記２つの一次結合インダクタは、直列に又は並列に結合される、請求項２に記載の装置。
【請求項１１】
前記第１のブリッジサブユニットがキャパシタを有し、前記第２のブリッジサブユニットがキャパシタを有する、請求項３に記載の装置。
【請求項１２】
前記第１及び前記第３のブリッジサブユニットの直列接続、及び／又は前記第２及び前記第４のブリッジサブユニットの直列接続は、駆動磁界の駆動磁界周波数で共振する、請求項１に記載の装置。
【請求項１３】
視野内の磁性粒子に影響を与える及び／又は検出する装置の各部を制御手段が制御する方法であって、前記装置は、選択磁界生成手段、駆動受信コイル、ブリッジユニット、及び結合ユニットを有し、前記制御手段が、
磁性粒子の磁化が飽和しない、低い磁界強度を有する第１のサブゾーン、及び磁性粒子の磁化が飽和する、より高い磁界強度を有する第２のサブゾーン、が視野内に形成されるような磁界強度の空間パターンを有する選択磁界を生成するよう選択磁界生成手段を制御するステップと、
磁性材料の磁化が１又は複数の駆動受信コイルよって局所的に変化するように、駆動磁界によって前記視野内の２つのサブゾーンの空間位置を変えるよう駆動受信コイルを制御するステップと、
前記第１及び前記第２のサブゾーンの空間位置の変化によって影響を及ぼされる前記視野内の磁化に依存する検出信号を取得するよう駆動受信コイルを制御するステップと、
前記駆動磁界信号発生器ユニット及び前記信号受信ユニットの間に結合されたブリッジユニットに、エネルギーを結合するよう結合ユニットを制御するステップであって、前記ブリッジユニットが、第１の誘導又は容量結合素子を有する第１のブリッジサブユニット、第２の誘導又は容量結合素子を有する第２のブリッジサブユニット、前記第１のブリッジサブユニットに直列に結合され、測定インダクタを有する第３のブリッジサブユニット、及び前記第２のブリッジサブユニットに直列に結合され、前記駆動受信コイルを有する第４のブリッジサブユニットを有する、ステップと、
前記第１及び前記第２のブリッジサブユニットの間に配された第１の出力端子、及び前記第３及び前記第４のブリッジサブユニットの間に配された第２の出力端子に結合される検出信号を取得するよう信号受信ユニットを制御するステップと、
含む方法。
【請求項１４】
コンピュータプログラムがコンピュータにおいて実行されるとき、コンピュータに、請求項１３に記載の方法の各ステップを実施するように請求項１に記載の装置を制御させるプログラムコード手段を含むコンピュータプログラム。
【手続補正書】
【提出日】平成27年8月18日(2015.8.18)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】請求項６
【補正方法】変更
【補正の内容】
【請求項６】
前記第１の誘導又は容量結合素子及び／又は前記第２の誘導又は容量結合素子の値は、Ｕ１／Ｕ２＝Ｚ１／Ｚ２を得るように選択される、請求項４又は５に記載の装置。
【手続補正２】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】請求項１３
【補正方法】変更
【補正の内容】
【請求項１３】
視野内の磁性粒子に影響を与える及び／又は検出する装置の各部を制御手段が制御する方法であって、前記装置は、選択磁界生成手段、駆動受信コイル、ブリッジユニット、及び結合ユニットを有し、前記制御手段が、
磁性粒子の磁化が飽和しない、低い磁界強度を有する第１のサブゾーン、及び磁性粒子の磁化が飽和する、より高い磁界強度を有する第２のサブゾーン、が視野内に形成されるような磁界強度の空間パターンを有する選択磁界を生成するよう選択磁界生成手段を制御するステップと、
磁性材料の磁化が１又は複数の駆動受信コイルよって局所的に変化するように、駆動磁界によって前記視野内の２つのサブゾーンの空間位置を変えるよう駆動受信コイルを制御するステップと、
前記第１及び前記第２のサブゾーンの空間位置の変化によって影響を及ぼされる前記視野内の磁化に依存する検出信号を取得するよう駆動受信コイルを制御するステップと、
前記駆動磁界信号発生器ユニット及び前記信号受信ユニットの間に結合されたブリッジユニットに、エネルギーを結合するよう結合ユニットを制御するステップであって、前記ブリッジユニットが、第１の誘導又は容量結合素子を有する第１のブリッジサブユニット、第２の誘導又は容量結合素子を有する第２のブリッジサブユニット、前記第１のブリッジサブユニットに直列に結合され、測定インダクタを有する第３のブリッジサブユニット、及び前記第２のブリッジサブユニットに直列に結合され、前記駆動受信コイルを有する第４のブリッジサブユニットを有する、ステップと、
前記第１及び前記第２のブリッジサブユニットの間に配された第１の出力端子、及び前記第３及び前記第４のブリッジサブユニットの間に配された第２の出力端子に結合される検出信号を取得するよう信号受信ユニットを制御するステップと、
を実施する方法。
【外国語明細書】
Apparatus and method for influencing and/or detecting magnetic particles comprising bridge unit
FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an apparatus and a method for influencing and/or detecting magnetic particles in a field of view. Further, the present invention relates to a computer program for implementing said method on a computer and for controlling such an apparatus. The present invention relates particularly to the field of Magnetic Particle Imaging.
BACKGROUND OF THE INVENTION
Magnetic Particle Imaging (MPI) is an emerging medical imaging modality. The first versions of MPI were two-dimensional in that they produced two-dimensional images. Newer versions are three-dimensional (3D). A four-dimensional image of a non-static object can be created by combining a temporal sequence of 3D images to a movie, provided the object does not significantly change during the data acquisition for a single 3D image. 
MPI is a reconstructive imaging method, like Computed Tomography (CT) or Magnetic Resonance Imaging (MRI). Accordingly, an MP image of an object's volume of interest is generated in two steps. The first step, referred to as data acquisition, is performed using an MPI scanner. The MPI scanner has means to generate a static magnetic gradient field, called the "selection field", which has a (single or more) field-free point(s) (FFP(s)) or a field-free line (FFL) at the isocenter of the scanner. Moreover, this FFP (or the FFL; mentioning "FFP" in the following shall generally be understood as meaning FFP or FFL) is surrounded by a first sub-zone with a low magnetic field strength, which is in turn surrounded by a second sub-zone with a higher magnetic field strength. In addition, the scanner has means to generate a time-dependent, spatially nearly homogeneous magnetic field. Actually, this field is obtained by superposing a rapidly changing field with a small amplitude, called the "drive field", and a slowly varying field with a large amplitude, called the "focus field". By adding the time-dependent drive and focus fields to the static selection field, the FFP may be moved along a predetermined FFP trajectory throughout a "volume of scanning" surrounding the isocenter. The scanner also has an arrangement of one or more, e.g. three, receive coils and can record any voltages induced in these coils. For the data acquisition, the object to be imaged is placed in the scanner such that the object's volume of interest is enclosed by the scanner's field of view, which is a subset of the volume of scanning. 
The object must contain magnetic nanoparticles or other magnetic non-linear materials; if the object is an animal or a patient, a tracer containing such particles is administered to the animal or patient prior to the scan. During the data acquisition, the MPI scanner moves the FFP along a deliberately chosen trajectory that traces out / covers the volume of scanning, or at least the field of view. The magnetic nanoparticles within the object experience a changing magnetic field and respond by changing their magnetization. The changing magnetization of the nanoparticles induces a time-dependent voltage in each of the receive coils. This voltage is sampled in a receiver associated with the receive coil. The samples output by the receivers are recorded and constitute the acquired data. The parameters that control the details of the data acquisition make up the "scan protocol". 
In the second step of the image generation, referred to as image reconstruction, the image is computed, or reconstructed, from the data acquired in the first step. The image is a discrete 3D array of data that represents a sampled approximation to the position-dependent concentration of the magnetic nanoparticles in the field of view. The reconstruction is generally performed by a computer, which executes a suitable computer program. Computer and computer program realize a reconstruction algorithm. The reconstruction algorithm is based on a mathematical model of the data acquisition. As with all reconstructive imaging methods, this model can be formulated as an integral operator that acts on the acquired data; the reconstruction algorithm tries to undo, to the extent possible, the action of the model. 
Such an MPI apparatus and method have the advantage that they can be used to examine arbitrary examination objects - e. g. human bodies - in a non-destructive manner and with a high spatial resolution, both close to the surface and remote from the surface of the examination object. Such an apparatus and method are generally known and have been first described in DE 101 51 778 A1 and in Gleich, B. and Weizenecker, J. (2005), "Tomographic imaging using the nonlinear response of magnetic particles" in Nature, vol. 435, pp. 1214-1217, in which also the reconstruction principle is generally described. The apparatus and method for magnetic particle imaging (MPI) described in that publication take advantage of the non-linear magnetization curve of small magnetic particles. 
MPI is based on the detection of harmonics as generated by magnetic (nano-) particles subjected to an external sinusoidal magnetic field excitation. Opposed to MR, excitation and reception are taking place simultaneously and are solely separated in the frequency domain. Conventionally, separation is realised by notch filters (LC resonators). Due to the higher sensitivity of coils that are nearest to the patient, there is a "competition" between drive (Tx-) and receive (Rx-) coil on the space very near around the patient. Further, within the magnetic field generator, various undesired signals limit the ultimate sensitivity of the set-up. 
SUMMARY OF THE INVENTION
It is an object of the present invention to provide an apparatus and a method for influencing and/or detecting magnetic particles in a field of view that achieves harmonic background reduction without reducing the size of the field of view, in particular the bore size of a bore of the apparatus into which a patient can be placed. Further, a light-weight, inexpensive and easily implementable solution for reducing the "harmonic background", i.e. the "floor" of detected harmonics that is detected even when no nano-particles are inserted into the apparatus.
In a first aspect of the present invention an apparatus for influencing and/or detecting magnetic particles in a field of view is presented, which apparatus comprises: 
-     a selection field signal generator unit and selection field elements for generating a magnetic selection field having a pattern in space of its magnetic field strength such that a first sub-zone having a low magnetic field strength where the magnetization of the magnetic particles is not saturated and a second sub-zone having a higher magnetic field strength where the magnetization of the magnetic particles is saturated are formed in the field of view, 
-     a drive field signal generator unit, a signal receiving unit and a drive-receiving coil, said drive-receiving coil being configured both for changing the position in space of the two sub-zones in the field of view by means of a magnetic drive field so that the magnetization of the magnetic material changes locally and for acquiring detection signals, which detection signals depend on the magnetization in the field of view, which magnetization is influenced by the change in the position in space of the first and second sub-zone, 
-     a bridge unit coupled between said drive field signal generator unit and said signal receiving unit, said bridge unit comprising 
- a first bridge sub-unit comprising a first inductive or capacitive coupling element,
- a second bridge sub-unit comprising a second inductive or capacitive coupling element, 
- a third bridge sub-unit coupled in series with said first bridge sub-unit, said third bridge sub-unit comprising a measurement inductor, and 
- a fourth bridge sub-unit coupled in series with said second bridge sub-unit, said fourth bridge sub-unit comprising said drive-receiving coil, and
-     a coupling unit coupled between the drive field signal generator unit and the bridge unit for coupling into the bridge unit,   
wherein the signal receiving unit is coupled to a first output terminal arranged between the first and second bridge sub-units and  a second output terminal arranged between the third and fourth bridge sub-units. 
In a further aspect of the present invention a corresponding method is presented.  
In yet a further aspect of the present invention a computer program is presented comprising program code means for causing a computer to control an apparatus as according to the present invention to carry out the steps of the method proposed according to the present invention when said computer program is carried out on the computer.
Preferred embodiments of the invention are defined in the dependent claims. It shall be understood that the claimed method and the claimed computer program have similar and/or identical preferred embodiments as the claimed apparatus and as defined in the dependent claims. 
Since there is crosstalk from the transmit side to the receive side, precisely harmonics generated from the power amplifier, a lot of effort is spent on the band pass filter as conventionally used to ensure that no harmonics from the drive field enter the receive path. However, it was found, that the success of this effort is limited finally by the component of the filter itself: particularly capacitors (but also other components and materials) behave non-linearly. The degree to which they are non-linear is so small that it is hard to measure and it seems to be of no concern to other applications. Nevertheless it becomes limiting for this reception scheme, despite efforts to identify an optimum capacitor technology.
One solution is to employ a gradiometer-based reception scheme, e.g. to have access to the fundamental frequency response of the magnetic particles. These gradiometer solutions are based on a dedicated receive coil, which receive the harmonic response from the magnetic particles (desired effect) but also the drive signal that excites these magnetic particles (undesired effect). To compensate the undesired drive signal, a second coil "balancing coil" is employed, which receives the same drive signal, but is connected with inverted polarity. For a bore-like drive-field generation, the dedicated receive coil is inside the transmit coils. Whilst this is beneficial with respect to signal strength (it has higher sensitivity being nearer to the magnetic particles), the strong disadvantage is that the bore size remaining for the patient (animal, object under investigation, ...) is reduced. The compensation coil needs to couple to the drive signal only. This can be achieved in two ways: either it is also within or near to the drive field generating transmit coils, or it couples to another external inductor through which the same current flows as through the drive field coil.  
According to the present invention suppression of harmonic background in the receive path is achieved by using a balanced bridge topology, but without the reduction of bore size of the apparatus for placement of the patient by inset coils. For this purpose a bridge unit comprising four bridge sub-units, one of which including a measurement inductor and another one of which including a drive-receiving coil, is used. Said drive-receiving coil represents a combined drive field and receiving coil (i.e. functions both as conventional drive field coil and as receiving coil). By symmetry, the balanced bridge topology cancels noise and harmonics emanating from the signal source (power amplifier and Tx band pass filter) at the input to the signal receiving unit, but requires limited efforts and costs to implement. The bridge unit and the drive field signal generator unit are coupled, in particular inductively or capacitively.
Generally, according to the proposed magnetic particle imaging apparatus and method the magnetic gradient field (i.e. the magnetic selection field) is generated with a spatial distribution of the magnetic field strength such that the field of view comprises a first sub-area with lower magnetic field strength (e.g. the FFP), the lower magnetic field strength being adapted such that the magnetization of the magnetic particles located in the first sub-area is not saturated, and a second sub-area with a higher magnetic field strength, the higher magnetic field strength being adapted such that the magnetization of the magnetic particles located in the second sub-area is saturated. Due to the non-linearity of the magnetization characteristic curve of the magnetic particles the magnetization and thereby the magnetic field generated by the magnetic particles shows higher harmonics, which, for example, can be detected by a detection coil. The evaluated signals (the higher harmonics of the signals) contain information about the spatial distribution of the magnetic particles, which again can be used e.g. for medical imaging, for the visualization of the spatial distribution of the magnetic particles and/or for other applications.
Thus, the apparatus and the method according to the present invention are based on a new physical principle (i.e. the principle referred to as MPI) that is different from other known conventional medical imaging techniques, as for example nuclear magnetic resonance (NMR). In particular, this new MPI-principle, does, in contrast to NMR, not exploit the influence of the material on the magnetic resonance characteristics of protons, but rather directly detects the magnetization of the magnetic material by exploiting the non-linearity of the magnetization characteristic curve. In particular, the MPI-technique exploits the higher harmonics of the generated magnetic signals which result from the non-linearity of the magnetization characteristic curve in the area where the magnetization changes from the non-saturated to the saturated state.
According to a preferred embodiment said coupling unit is configured for inductive coupling and comprises a primary coupling inductor, wherein said first bridge sub-unit comprises a first secondary coupling inductor and said second bridge sub-unit comprises a second secondary coupling inductor. Inductive coupling has the advantage that it provides for a galvanic separation avoiding unwanted ground loops. In an alternative embodiment said coupling unit is configured for capacitive coupling and comprises through-connections for connecting said drive field signal generator unit with a first input terminal arranged between the first and third bridge sub-units and a second input terminal arranged between the second and fourth bridge sub-units, wherein said first bridge sub-unit preferably comprises a capacitor and said second bridge sub-unit preferably comprises a capacitor.   
In an advantageous embodiment, the coupling unit and/or the bridge unit are configured to obtain that U1/U2 = Z1/Z2, wherein U1 is the voltage induced into the first inductive or capacitive coupling element, U2 is the voltage induced into the second inductive or capacitive coupling element, Z1 is the impedance of the series connection of the first and third bridge sub-units and Z2 is the impedance of the series connection of the second and fourth bridge sub-units.  Preferably, the coupling unit and/or the bridge unit are configured to obtain that U1 = U2 and Z1 = Z2. Further preferably, the value of the first coupling element and/or the second coupling element are selected to obtain that U1/U2 = Z1/Z2, in particular that U1 = U2 and Z1 = Z2.  This provides that undesired harmonics and well as noise emanating from the signal source can be optimally suppressed. 
In case of inductive coupling by the coupling unit, the coupling unit is preferably configured to mechanically change or set the coupling rate of the primary coupling inductor with the first and/or the second secondary coupling inductor. This can for instance be achieved by changing the location of the primary coupling inductor in one or more directions with respect to the first and/or the second secondary coupling inductor, e.g. by changing the distance of the primary coupling inductor with respect to the first and/or the second secondary coupling inductor. By changing or setting the coupling rate the degree of suppression of harmonics can be influenced. 
Advantageously, said third and/or fourth bridge sub-unit comprises one or more bridge capacitors in series to said measurement inductor and said drive-receiving coil, respectively. Preferably, on each side of the measurement inductor and drive-receiving coil one or several capacitors are arranged in series to the measurement inductor and drive-receiving coil, respectively. The resonance frequency of the respective bride sub-unit can thus be controlled by setting the value of the bridge capacitors. Advantageously, the resonance frequency is set such as to be identical or nearly identical to the drive-field frequency (of the respective drive-field channel), thus yielding maximum current flow (and hence magnetic field strength) at minimum applied voltage.
In another embodiment said third bridge sub-unit comprises a third secondary coupling inductor coupled in series to said measurement inductor, said fourth bridge sub-unit comprises a fourth secondary coupling inductor coupled in series to said drive-receiving coil, and said coupling unit comprises a first coupling sub-unit for coupling with said first and second secondary coupling inductors and a second coupling sub-unit for coupling with said third and fourth secondary coupling inductors. In this way an even more symmetric coupling between the drive field signal generator unit and the bridge unit can be achieved. 
Still further, in an embodiment the primary coupling inductor comprises two primary inductor elements for separately coupling to the first and second secondary coupling inductors, wherein said two primary inductor elements are coupled in series or in parallel. This allows to individually control the coupling to the secondary inductors and thus to influence the suppression of undesired harmonics and noise. 
In still another embodiment the series connection of the first and third bridge sub-units and/or the series connection of the second and fourth bridge sub-units are configured to be in resonance with the drive field frequency of the magnetic drive field.
BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS
These and other aspects of the invention will be apparent from and elucidated with reference to the embodiment(s) described hereinafter. In the following drawings  
Fig. 1 shows a first embodiment of an MPI apparatus,
Fig. 2 shows an example of the selection field pattern produced by an apparatus as shown in Fig. 1,
Fig. 3 shows a second embodiment of an MPI apparatus,
Fig. 4 shows a third and a fourth embodiment of an MPI apparatus,
Fig. 5 shows a block diagram of an MPI apparatus according to the present invention,
Fig. 6 shows a block diagram of the general filtering scheme as used in an MPI apparatus, 
Fig. 7 shows a circuit diagram of a first, general embodiment of an MPI apparatus according to the present invention, 
Fig. 8 shows a circuit diagram of a second embodiment of an MPI apparatus according to the present invention using inductive coupling,  
Fig. 9 shows a circuit diagram of a third embodiment of an MPI apparatus according to the present invention using capacitive coupling, 
Fig. 10 shows a circuit diagram of a fourth embodiment of an MPI apparatus according to the present invention using inductive coupling,  
Fig. 11 shows a circuit diagram of a fifth embodiment of an MPI apparatus according to the present invention using inductive coupling,  
Fig. 12 shows a circuit diagram of a sixth embodiment of an MPI apparatus according to the present invention using inductive coupling, 
Fig. 13 shows a circuit diagram of a seventh embodiment of an MPI apparatus according to the present invention using inductive coupling, and
Fig. 14 shows a circuit diagram of an eighth embodiment of an MPI apparatus according to the present invention using capacitive coupling.   
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Before the details of the present invention shall be explained, basics of magnetic particle imaging shall be explained in detail with reference to Figs. 1 to 4. In particular, four embodiments of an MPI scanner for medical diagnostics will be described. An informal description of the data acquisition will also be given. The similarities and differences between the different embodiments will be pointed out. Generally, the present invention can be used in all these different embodiments of an MPI apparatus. 
The first embodiment 10 of an MPI scanner shown in Fig. 1 has three pairs 12, 14, 16 of coaxial parallel circular coils, these coil pairs being arranged as illustrated in Fig. 1. These coil pairs 12, 14, 16 serve to generate the selection field as well as the drive and focus fields. The axes 18, 20, 22 of the three coil pairs 12, 14, 16 are mutually orthogonal and meet in a single point, designated the isocenter 24 of the MPI scanner 10. In addition, these axes 18, 20, 22 serve as the axes of a 3D Cartesian x-y-z coordinate system attached to the isocenter 24. The vertical axis 20 is nominated the y-axis, so that the x- and z-axes are horizontal. The coil pairs 12, 14, 16 are named after their axes. For example, the y-coil pair 14 is formed by the coils at the top and the bottom of the scanner. Moreover, the coil with the positive (negative) y-coordinate is called the y+-coil (y--coil), and similarly for the remaining coils. When more convenient, the coordinate axes and the coils shall be labelled with x1, x2, and x3, rather than with x, y, and z.
The scanner 10 can be set to direct a predetermined, time-dependent electric current through each of these coils 12, 14, 16, and in either direction. If the current flows clockwise around a coil when seen along this coil's axis, it will be taken as positive, otherwise as negative. To generate the static selection field, a constant positive current IS is made to flow through the z+-coil, and the current -IS is made to flow through the z--coil. The z-coil pair 16 then acts as an anti-parallel circular coil pair. 
It should be noted here that the arrangement of the axes and the nomenclature given to the axes in this embodiment is just an example and might also be different in other embodiments. For instance, in practical embodiments the vertical axis is often considered as the z-axis rather than the y-axis as in the present embodiment. This, however, does not generally change the function and operation of the device and the effect of the present invention.   
The magnetic selection field, which is generally a magnetic gradient field, is represented in Fig. 2 by the field lines 50. It has a substantially constant gradient in the direction of the (e.g. horizontal) z-axis 22 of the z-coil pair 16 generating the selection field and reaches the value zero in the isocenter 24 on this axis 22. Starting from this field-free point (not individually shown in Fig. 2), the field strength of the magnetic selection field 50 increases in all three spatial directions as the distance increases from the field-free point. In a first sub-zone or region 52 which is denoted by a dashed line around the isocenter 24 the field strength is so small that the magnetization of particles present in that first sub-zone 52 is not saturated, whereas the magnetization of particles present in a second sub-zone 54 (outside the region 52) is in a state of saturation. In the second sub-zone 54 (i.e. in the residual part of the scanner's field of view 28 outside of the first sub-zone 52) the magnetic field strength of the selection field is sufficiently strong to keep the magnetic particles in a state of saturation. 
By changing the position of the two sub-zones 52, 54 (including the field-free point) within the field of view 28 the (overall) magnetization in the field of view 28 changes. By determining the magnetization in the field of view 28 or physical parameters influenced by the magnetization, information about the spatial distribution of the magnetic particles in the field of view 28 can be obtained. In order to change the relative spatial position of the two sub-zones 52, 54 (including the field-free point) in the field of view 28, further magnetic fields, i.e. the magnetic drive field, and, if applicable, the magnetic focus field, are superposed to the selection field 50. 
To generate the drive field, a time dependent current ID1 is made to flow through both x-coils 12, a time dependent current ID2 through both y-coils 14, and a time dependent current ID3 through both z-coils 16. Thus, each of the three coil pairs acts as a parallel circular coil pair. Similarly, to generate the focus field, a time dependent current IF1 is made to flow through both x-coils 12, a current IF2 through both y-coils 14, and a current IF3 through both z-coils 16. 
It should be noted that the z-coil pair 16 is special: It generates not only its share of the drive and focus fields, but also the selection field (of course, in other embodiments, separate coils may be provided). The current flowing through the z±-coil is ID3 + IF3 ± IS. The current flowing through the remaining two coil pairs 12, 14 is IDk + IFk, k = 1, 2. Because of their geometry and symmetry, the three coil pairs 12, 14, 16 are well decoupled. This is wanted. 
Being generated by an anti-parallel circular coil pair, the selection field is rotationally symmetric about the z-axis, and its z-component is nearly linear in z and independent of x and y in a sizeable volume around the isocenter 24. In particular, the selection field has a single field-free point (FFP) at the isocenter. In contrast, the contributions to the drive and focus fields, which are generated by parallel circular coil pairs, are spatially nearly homogeneous in a sizeable volume around the isocenter 24 and parallel to the axis of the respective coil pair. The drive and focus fields jointly generated by all three parallel circular coil pairs are spatially nearly homogeneous and can be given any direction and strength, up to some maximum strength. The drive and focus fields are also time-dependent. The difference between the focus field and the drive field is that the focus field varies slowly in time and may have a large amplitude, while the drive field varies rapidly and has a small amplitude. There are physical and biomedical reasons to treat these fields differently. A rapidly varying field with a large amplitude would be difficult to generate and potentially hazardous to a patient. 
In a practical embodiment the FFP can be considered as a mathematical point, at which the magnetic field is assumed to be zero. The magnetic field strength increases with increasing distance from the FFP, wherein the increase rate might be different for different directions (depending e.g. on the particular layout of the device). As long as the magnetic field strength is below the field strength required for bringing magnetic particles into the state of saturation, the particle actively contributes to the signal generation of the signal measured by the device; otherwise, the particles are saturated and do not generate any signal.
The embodiment 10 of the MPI scanner has at least one further pair, preferably three further pairs, of parallel circular coils, again oriented along the x-, y-, and z-axes. These coil pairs, which are not shown in Fig. 1, serve as receive coils. As with the coil pairs 12, 14, 16 for the drive and focus fields, the magnetic field generated by a constant current flowing through one of these receive coil pairs is spatially nearly homogeneous within the field of view and parallel to the axis of the respective coil pair. The receive coils are supposed to be well decoupled. The time-dependent voltage induced in a receive coil is amplified and sampled by a receiver attached to this coil. More precisely, to cope with the enormous dynamic range of this signal, the receiver samples the difference between the received signal and a reference signal. The transfer function of the receiver is non-zero from zero Hertz ("DC") up to the frequency where the expected signal level drops below the noise level. Alternatively, the MPI scanner has no dedicated receive coils. Instead the drive field transmit coils are used as receive coils as is the case according to the present invention using combined drive-receiving coils.
The embodiment 10 of the MPI scanner shown in Fig. 1 has a cylindrical bore 26 along the z-axis 22, i.e. along the axis of the selection field. All coils are placed outside this bore 26. For the data acquisition, the patient (or object) to be imaged is placed in the bore 26 such that the patient's volume of interest - that volume of the patient (or object) that shall be imaged - is enclosed by the scanner's field of view 28 - that volume of the scanner whose contents the scanner can image. The patient (or object) is, for instance, placed on a patient table. The field of view 28 is a geometrically simple, isocentric volume in the interior of the bore 26, such as a cube, a ball, a cylinder or an arbitrary shape. A cubical field of view 28 is illustrated in Fig. 1. 
The size of the first sub-zone 52 is dependent on the strength of the gradient of the magnetic selection field and on the field strength of the magnetic field required for saturation, which in turn depends on the magnetic particles. For a sufficient saturation of typical magnetic particles at a magnetic field strength of 80 A/m and a gradient (in a given space direction) of the field strength of the magnetic selection field amounting to 50x103 A/m2, the first sub-zone 52 in which the magnetization of the particles is not saturated has dimensions of about 1 mm (in the given space direction). 
The patient's volume of interest is supposed to contain magnetic nanoparticles. Prior to the diagnostic imaging of, for example, a tumor, the magnetic particles are brought to the volume of interest, e.g. by means of a liquid comprising the magnetic particles which is injected into the body of the patient (object) or otherwise administered, e.g. orally, to the patient. 
Generally, various ways for bringing the magnetic particles into the field of view exist. In particular, in case of a patient into whose body the magnetic particles are to be introduced, the magnetic particles can be administered by use of surgical and non-surgical methods, and there are both methods which require an expert (like a medical practitioner) and methods which do not require an expert, e.g. can be carried out by laypersons or persons of ordinary skill or the patient himself / herself. Among the surgical methods there are potentially non-risky and/or safe routine interventions, e.g. involving an invasive step like an injection of a tracer into a blood vessel (if such an injection is at all to be considered as a surgical method), i.e. interventions which do not require considerable professional medical expertise to be carried out and which do not involve serious health risks. Further, non-surgical methods like swallowing or inhalation can be applied. 
Generally, the magnetic particles are pre-delivered or pre-administered before the actual steps of data acquisition are carried out. In embodiments, it is, however, also possible that further magnetic particles are delivered / administered into the field of view. 
An embodiment of magnetic particles comprises, for example, a spherical substrate, for example, of glass which is provided with a soft-magnetic layer which has a thickness of, for example, 5 nm and consists, for example, of an iron-nickel alloy (for example, Permalloy). This layer may be covered, for example, by means of a coating layer which protects the particle against chemically and/or physically aggressive environments, e.g. acids. The magnetic field strength of the magnetic selection field 50 required for the saturation of the magnetization of such particles is dependent on various parameters, e.g. the diameter of the particles, the used magnetic material for the magnetic layer and other parameters. 
In the case of e.g. a diameter of 10 μm with such magnetic particles, a magnetic field of approximately 800 A/m (corresponding approximately to a flux density of 1 mT) is then required, whereas in the case of a diameter of 100 μm a magnetic field of 80 A/m suffices. Even smaller values are obtained when a coating of a material having a lower saturation magnetization is chosen or when the thickness of the layer is reduced. 
In practice, magnetic particles commercially available under the trade name Resovist (or similar magnetic particles) are often used, which have a core of magnetic material or are formed as a massive sphere and which have a diameter in the range of nanometers, e.g. 40 or 60 nm. 
For further details of the generally usable magnetic particles and particle compositions, the corresponding parts of EP 1224542, WO 2004/091386, WO 2004/091390, WO 2004/091394, WO 2004/091395, WO 2004/091396, WO 2004/091397, WO 2004/091398, WO 2004/091408 are herewith referred to, which are herein incorporated by reference. In these documents more details of the MPI method in general can be found as well. 
During the data acquisition, the x-, y-, and z-coil pairs 12, 14, 16 generate a position- and time-dependent magnetic field, the applied field. This is achieved by directing suitable currents through the field generating coils. In effect, the drive and focus fields push the selection field around such that the FFP moves along a preselected FFP trajectory that traces out the volume of scanning - a superset of the field of view. The applied field orientates the magnetic nanoparticles in the patient. As the applied field changes, the resulting magnetization changes too, though it responds nonlinearly to the applied field. The sum of the changing applied field and the changing magnetization induces a time-dependent voltage Vk across the terminals of the receive coil pair along the xk-axis. The associated receiver converts this voltage to a signal Sk, which it processes further. 
Like the first embodiment 10 shown in Fig. 1, the second embodiment 30 of the MPI scanner shown in Fig. 3 has three circular and mutually orthogonal coil pairs 32, 34, 36, but these coil pairs 32, 34, 36 generate the selection field and the focus field only. The z-coils 36, which again generate the selection field, are filled with ferromagnetic material 37. The z-axis 42 of this embodiment 30 is oriented vertically, while the x- and y-axes 38, 40 are oriented horizontally. The bore 46 of the scanner is parallel to the x-axis 38 and, thus, perpendicular to the axis 42 of the selection field. The drive field is generated by a solenoid (not shown) along the x-axis 38 and by pairs of saddle coils (not shown) along the two remaining axes 40, 42. These coils are wound around a tube which forms the bore. The drive field coils also serve as receive coils. 
To give a few typical parameters of such an embodiment: The z-gradient of the selection field, G, has a strength of G/μ0 = 2.5 T/m, where μ0 is the vacuum permeability.  The temporal frequency spectrum of the drive field is concentrated in a narrow band around 25 kHz (up to approximately 250 kHz). The useful frequency spectrum of the received signals lies between 50 kHz and 1 MHz (eventually up to approximately 15 MHz). The bore has a diameter of 120 mm. The biggest cube 28 that fits into the bore 46 has an edge length of 120 mm/√2 ? 84 mm. 
Since the construction of field generating coils is generally known in the art, e.g. from the field of magnetic resonance imaging, this subject need not be further elaborated herein. 
In an alternative embodiment for the generation of the selection field, permanent magnets (not shown) can be used. In the space between two poles of such (opposing) permanent magnets (not shown) there is formed a magnetic field which is similar to that shown in Fig. 2, that is, when the opposing poles have the same polarity. In another alternative embodiment, the selection field can be generated by a mixture of at least one permanent magnet and at least one coil.
Fig. 4 shows two embodiments of the general outer layout of an MPI apparatus 200, 300. Fig. 4A shows an embodiment of the proposed MPI apparatus 200 comprising two selection-and-focus field coil units 210, 220 which are basically identical and arranged on opposite sides of the examination area 230 formed between them. Further, a drive field coil unit 240 is arranged between the selection-and-focus field coil units 210, 220, which are placed around the area of interest of the patient (not shown). The selection-and-focus field coil units 210, 220 comprise several selection-and-focus field coils for generating a combined magnetic field representing the above-explained magnetic selection field and magnetic focus field. In particular, each selection-and-focus field coil unit 210, 220 comprises a, preferably identical, set of selection-and-focus field coils. Details of said selection-and-focus field coils will be explained below. 
The drive field coil unit 240 comprises a number of drive field coils for generating a magnetic drive field. These drive field coils may comprise several pairs of drive field coils, in particular one pair of drive field coils for generating a magnetic field in each of the three directions in space. In an embodiment the drive field coil unit 240 comprises two pairs of saddle coils for two different directions in space and one solenoid coil for generating a magnetic field in the longitudinal axis of the patient. 
The selection-and-focus field coil units 210, 220 are generally mounted to a holding unit (not shown) or the wall of room. Preferably, in case the selection-and-focus field coil units 210, 220 comprise pole shoes for carrying the respective coils, the holding unit does not only mechanically hold the selection-and-focus field coil unit 210, 220 but also provides a path for the magnetic flux that connects the pole shoes of the two selection-and-focus field coil units 210, 220. 
As shown in Fig. 4a, the two selection-and-focus field coil units 210, 220 each include a shielding layer 211, 221 for shielding the selection-and-focus field coils from magnetic fields generated by the drive field coils of the drive field coil unit 240. 
In the embodiment of the MPI apparatus 201 shown in Fig. 4B only a single selection-and-focus field coil unit 220 is provided as well as the drive field coil unit 240. Generally, a single selection-and-focus field coil unit is sufficient for generating the required combined magnetic selection and focus field. Said single selection-and-focus field coil unit 220 may thus be integrated into a (not shown) patient table on which a patient is placed for the examination. Preferably, the drive field coils of the drive field coil unit 240 may be arranged around the patient's body already in advance, e.g. as flexible coil elements. In another implementation, the drive field coil unit 240 can be opened, e.g. separable into two subunits 241, 242 as indicated by the separation lines 243, 244 shown in Fig. 4b in axial direction, so that the patient can be placed in between and the drive field coil subunits 241, 242 can then be coupled together. 
In still further embodiments of the MPI apparatus, even more selection-and-focus field coil units may be provided which are preferably arranged according to a uniform distribution around the examination area 230. However, the more selection-and-focus field coil units are used, the more will the accessibility of the examination area for placing a patient therein and for accessing the patient itself during an examination by medical assistance or doctors be limited. 
Fig. 5 shows a general block diagram of an MPI apparatus 100 according to the present invention. The general principles of magnetic particle imaging explained above are valid and applicable to this embodiment as well, unless otherwise specified. 
The embodiment of the apparatus 100 shown in Fig. 5 comprises various coils for generating the desired magnetic fields. First, the coils and their functions in MPI shall be explained.
For generating the combined magnetic selection-and-focus field, selection-and-focus means 110 are provided. The magnetic selection-and-focus field has a pattern in space of its magnetic field strength such that the first sub-zone (52 in Fig. 2) having a low magnetic field strength where the magnetization of the magnetic particles is not saturated and a second sub-zone (54 in Fig. 4) having a higher magnetic field strength where the magnetization of the magnetic particles is saturated are formed in the field of view 28, which is a small part of the examination area 230, which is conventionally achieved by use of the magnetic selection field. Further, by use of the magnetic selection-and-focus field the position in space of the field of view 28 within the examination area 230 can be changed, as conventionally done by use of the magnetic focus field. 
The selection-and-focus means 110 comprises at least one set of selection-and-focus field coils 114 and a selection-and-focus field generator unit 112 for generating selection-and-focus field currents to be provided to said at least one set of selection-and-focus field coils 114 (representing one of the selection-and-focus field coil units 210, 220 shown in Figs. 4A, 4B) for controlling the generation of said magnetic selection-and-focus field. Preferably, a separate generator subunit is provided for each coil element (or each pair of coil elements) of the at least one set of selection-and-focus field coils 114. Said selection-and-focus field generator unit 112 comprises a controllable current source (generally including an amplifier) and a filter unit which provide the respective coil element with the field current to individually set the gradient strength and field strength of the contribution of each coil to the magnetic selection-and-focus field. It shall be noted that the filter unit 114 can also be omitted. Further, separate focus and selection means are provided in other embodiments. 
For generating the magnetic drive field the apparatus 100 further comprises drive means 120 comprising a drive field signal generator unit 122 and a set of drive field coils 124 (representing the drive coil unit 240 shown in Figs. 4A, 4B) for changing the position in space and/or size of the two sub-zones in the field of view by means of a magnetic drive field so that the magnetization of the magnetic material changes locally. As mentioned above said drive field coils 124 preferably comprise two pairs 125, 126 of oppositely arranged saddle coils and one solenoid coil 127. Other implementations, e.g. three pairs of coil elements, are also possible. 
The drive field signal generator unit 122 preferably comprises a separate drive field signal generation subunit for each coil element (or at least each pair of coil elements) of said set of drive field coils 124. Said drive field signal generator unit 122 preferably comprises a drive field current source (preferably including a power amplifier) and a filter unit for providing a time-dependent drive field current to the respective drive field coil. 
The selection-and-focus field signal generator unit 112 and the drive field signal generator unit 122 are preferably controlled by a control unit 150, which preferably controls the selection-and-focus field signal generator unit 112 such that the sum of the field strengths and the sum of the gradient strengths of all spatial points of the selection field is set at a predefined level. For this purpose the control unit 150 can also be provided with control instructions by a user according to the desired application of the MPI apparatus, which, however, is preferably omitted according to the present invention. 
For using the MPI apparatus 100 for determining the spatial distribution of the magnetic particles in the examination area (or a region of interest in the examination area), particularly to obtain images of said region of interest, signal detection receiving means, in particular a receiving coil, and a signal receiving unit 140, which receives signals detected by said receiving means, are provided. Conventionally, one to three separate receiving coils are provided in an MPI apparatus as receiving means. According to the present invention, however, one to three of said drive field coils 124 (or drive field coil pairs) act (simultaneously or alternately) as receiving coils for receiving detection signals. Accordingly, these drive field coils are called "drive-receiving coils" herein. 
The generation of magnetic drive fields and the detection of detection signals can be performed simultaneously or alternately. Preferably, all three drive-receiving coils (or coil pairs) 125, 126, 127 act as receiving coils and three receiving units 140 - one per drive-receiving coil (or coil pair) - are provided in practice, but more than three drive-receiving coils and receiving units can be also used, in which case the acquired detection signals are not 3-dimensional but K-dimensional, with K being the number of drive-receiving coils. 
Said signal receiving unit 140 comprises a filter unit 142 (also called Rx filter) for filtering the received detection signals. The aim of this filtering is to separate measured values, which are caused by the magnetization in the examination area which is influenced by the change in position of the two part-regions (52, 54), from other, interfering signals (in particular crosstalk of the fundamental frequency). To this end, the filter unit 142 may be designed for example such that signals which have temporal frequencies that are smaller than the temporal frequencies with which the drive-receiving coil(s) is (are) operated, or smaller than twice these temporal frequencies, do not pass the filter unit 142. The signals are then transmitted via an amplifier unit 144 (also called LNA, Low-Noise-Amplifier) to an analog/digital converter 146 (ADC). 
The digitized signals produced by the analog/digital converter 146 are fed to an image processing unit (also called reconstruction means) 152, which reconstructs the spatial distribution of the magnetic particles from these signals and the respective position which the first part-region 52 of the first magnetic field in the examination area assumed during receipt of the respective signal and which the image processing unit 152 obtains from the control unit 150. The reconstructed spatial distribution of the magnetic particles is finally transmitted via the control means 150 to a computer 154, which displays it on a monitor 156. Thus, an image can be displayed showing the distribution of magnetic particles in the field of view of the examination area. 
In other applications of the MPI apparatus 100, e.g. for influencing the magnetic particles (for instance for a hyperthermia treatment) or for moving the magnetic particles (e.g. attached to a catheter for moving the catheter or attached to a medicament for moving the medicament to a certain location) the receiving means may also be omitted or simply not used. 
Further, an input unit 158 may optionally be provided, for example a keyboard. A user may therefore be able to set the desired direction of the highest resolution and in turn receives the respective image of the region of action on the monitor 156. If the critical direction, in which the highest resolution is needed, deviates from the direction set first by the user, the user can still vary the direction manually in order to produce a further image with an improved imaging resolution. This resolution improvement process can also be operated automatically by the control unit 150 and the computer 154. The control unit 150 in this embodiment sets the gradient field in a first direction which is automatically estimated or set as start value by the user. The direction of the gradient field is then varied stepwise until the resolution of the thereby received images, which are compared by the computer 154, is maximal, respectively not improved anymore. The most critical direction can therefore be found respectively adapted automatically in order to receive the highest possible resolution.
Still further, according to the present invention a bridge unit 160 is provided that is coupled between said drive field signal generator unit 122 and said signal receiving unit 140.  Said bridge unit 160 comprises four bridge sub-units as will be explained in more detail below, wherein said drive-receiving coil 124 is part of one of said bridge sub-units. Still further, a coupling unit 170 is coupled between the drive field signal generator unit 122 and the bridge unit 160 for coupling into the bridge unit 160.    
Fig. 6 shows a block diagram of the general filtering scheme 300 as used in an MPI apparatus and spectra of various signals taken at different connections in said filtering scheme. As explained above MPI is based on the detection of harmonics as generated by magnetic particles subjected to an external sinusoidal magnetic field excitation by use of a synthesizer 301 and a power amplifier 302, which (together with the band pass filter 303) basically represent the drive field signal generator unit 122 shown in Fig. 5. Excitation and reception (by use of a low-noise amplifier 308 and an ADC 309, which (together with the band stop filter 307) basically represent the signal receiving unit 140 shown in Fig. 5,  are taking place simultaneously, and are solely separated in the frequency domain. The classic separation is realized by notch filters (e.g. LC resonators), i.e. a band pass filter 303 in front of the transmit coil 304 (drive field coil) and a band stop filter 307 after the receive coil 306, wherein said transmit coil 304 and said receive coil 306 are separate coils arranged close to the bore 305 in which the patient is placed for examination. Due to the higher sensitivity of coils that are nearest to the patient, there is a competition between the transmit coil 304 and the receive coil 306 on the space very near around the patient. This "competition" is solved according to the present invention by using a joint transmit / receive coil, i.e. a drive-receiving coil as mentioned above.
Since there is crosstalk from the transmit side to the receive side, in particular harmonics generated from the power amplifier 302, a lot of effort is spent on the band pass filter 303 to ensure that no harmonics from the drive field enter the receive path. However, it was found, that the success of this effort is limited finally by the component of the filter 303 itself: particularly the capacitors (but also other components and materials) behave non-linearily. The degree to which they are non-linear is so small that it is hard to measure and it seems to be of no concern to other applications. Nevertheless it becomes limiting for this reception scheme, despite efforts to identify an optimum capacitor technology.
The sensitivity of an MPI apparatus is generally limited by:
i.    Noise, chiefly thermal noise, which is broad-band and emanates from lossy components. Low loss components or cooling help to minimize this.
ii.    External interferers, which typically have a pronounced energy at distinctive frequencies. Such disturbing needles in the spectrum can emanate e.g. from long-wave radio broadcast operating in the MPI reception frequency range. A shielded cabinet is typically employed to minimize this.
iii.    Harmonic background, i.e. harmonics that appear without any nanoparticles being present. Various sources of harmonics exist.
a)     Nonlinearity of the DF power amplifier. To stop this, the Tx band pass filter is implemented.
b)    Nonlinearity of the filtering components. To minimize this, capacitor types are selected on their linearity, and inductors are preferably realized without ferromagnetic materials. This is important for all filters (Tx and Rx).
c)     Nonlinearity of components in the high-current resonator. Here, it is especially important since it is in the high-current resonator where the highest currents and voltages occur. One key component to residual harmonic background is the non-linearity of the tuning capacitor assembly.
iv.    Broadband noise generated by the drive-field amplifier. This is of particular interest according to the present invention, and explained above with reference to Fig. 6. Neither the Tx nor the Rx filter, both of which have a certain bandwidth, nor both in common, are able to suppress noise which is near around the fundamental frequency, e.g. +/- 20kHz, for a fundamental frequency of e.g. 150kHz. In the spectrum, this sideband noise appears as symmetric shoulders around the suppressed fundamental frequency.
The disadvantage of known solutions is the enormous effort to implement it, e.g. by use of a large gradiometer, which is typically realized as a core-less toroidal inductor with more than 1m of diameter. The Q-factor of the gradiometer coil needs to be very high, in order not to implement further losses, which generate noise. Therefore, a lot of special RF-Litz wire needs to be used, generating a lot of cost and weight. The present invention provides a light-weight alternative that is far easier to implement and does not lead to significant cost. It is able to alleviate at least limitations iii.a), iii.b) and iv). 
Figs. 7 to 14 show circuit diagrams of various embodiments of an MPI apparatus according to the present invention. Same elements as in the MPI apparatus 100 shown in Fig. 5 are provided with like reference numbers. However, not all elements shown in Fig. 5 are always shown in Figs. 7 to 14.  
Fig. 7 shows a circuit diagram of a general layout of an MPI apparatus 400. The MPI apparatus 400 comprises the drive field signal generator unit 122, the signal receiving unit 140, the bridge unit 160 coupled between said drive field signal generator unit 122 and said signal receiving unit 140 and said coupling unit 170 coupled between the drive field signal generator unit 122 and the bridge unit 160 for coupling into the bridge unit 160. Said bridge unit 160 comprises four bridge sub-units 410, 420, 430, 440. A first bridge sub-unit 410 comprises a first inductive or capacitive coupling element 411. A second bridge sub-unit 420 comprises a second inductive or capacitive coupling element 421. A third bridge sub-unit 430, which is coupled in series with said first bridge sub-unit 410, comprises a measurement inductor 431. A fourth bridge sub-unit 440, which is coupled in series with said second bridge sub-unit 420, comprises said drive-receiving coil 441 (acting as joint transmit and receive coil). The signal receiving unit 140 is coupled to a first output terminal 451 arranged between the first and second bridge sub-units 410, 420 and  a second output terminal 452 arranged between the third and fourth bridge sub-units 430, 440. 
Fig. 8 shows a circuit diagram of a second embodiment of an MPI apparatus 401 according to the present invention using inductive coupling. In this embodiment said coupling unit 170 is configured for inductive coupling and comprises a primary coupling inductor 171, wherein said first bridge sub-unit 410 comprises a first secondary coupling inductor 412 and said second bridge sub-unit 420 comprises a second secondary coupling inductor 422. Said primary coupling inductor 171 and said secondary coupling inductors 412, 422 are inductively coupled (indicated by arrows 175) like a transformer. 
Fig. 9 shows a circuit diagram of a third embodiment of an MPI apparatus 402 according to the present invention using capacitive coupling. In this embodiment said coupling unit 170 is configured for capacitive coupling and comprises through-connections 172 for  connecting said drive field signal generator unit 122 with a first input terminal 453 arranged between the first and third bridge sub-units 410, 430 and  a second input terminal 454 arranged between the second and fourth bridge sub-units 420, 440. The first bridge sub-unit 410 comprises a first coupling capacitor 413, and the second bridge sub-unit 420 comprises a second coupling capacitor 423.
Independent of the present invention, the high-current resonator always has symmetry with respect to the output terminals where ULNA is measured, i.e. where the Low-Noise-Amplifier (preferably via an Rx filter, also called band stop filter) is connected. Not only the high-current resonator (i.e. the bridge unit 160), which basically is a loop with high-Q inductors and high-Q capacitors and a few resistive losses) as a whole, but each half (the right half of bridge sub-units 410, 430 and the left half of bridge sub-units 420, 440) of it are tuned to the resonance frequency, which is the respective drive-channel's frequency, also called fundamental frequency. This is done to cancel the fundamental frequency, which would otherwise be so strong, that it would saturate the LNA (and then it would become non-linear, which must be avoided). The cancellation, is however, limited to the fundamental frequency itself, not to other frequencies, i.e. it is not wideband.
The standard way of coupling the input signal (emanating originally from drive-field power amplifier, and then filtered by a Tx filter, also called pre-filter, or band pass filter) into the high-current resonator (i.e. the bridge unit 160) is to connect it to the primary side of an inductive coupling network (ICN). This, however, destroys symmetry, as it couples signals only into the left half (bridge sub-units 410, 430) , and not into the right half (bridge sub-units 420, 440) of the resonator. 
The present invention, instead, is based on a balanced bridge at the input towards the high-current resonator (ie. the bridge unit 160), as shown in Figs. 7 to 9. Instead of coupling the input signal only to one coupling element, it is coupled symmetrically to two coupling elements 411 and 421 which are integrated symmetrically into the high-current resonator. So a signal is coupled both into the left (410, 430) and right (420, 440) half of the resonator, and the symmetry is kept.
Figs. 10 to 13 shows more detailed circuit diagrams of embodiments of an MPI apparatus according to the present invention using inductive coupling, whereby the drive field signal generator unit 122 and the signal receiving unit 140 are not shown. 
The MPI apparatus 403 shown in Fig. 10 comprises an inductive coupling unit 170 having a first primary coupling inductor 171a and a second primary coupling inductor 171b, both being coupled in series, whereby it should be noted that a coupling in parallel will also work. The third and the fourth bridge sub-units 430, 440 each comprises two bridge capacitors 432, 433 and 442, 443 in series to said measurement inductor 431 and said drive-receiving coil 441, respectively. This embodiment provides a Tx symmetry (left/right) as well as an Rx symmetry (top/down).
The condition that shall be fulfilled to ensure that signal, at whatever frequency, so including the fundamental, noise, and harmonics, are suppressed on their way from the drive-field signal generator unit 122 towards the signal receiving unit 140 shall be explained with reference to Fig. 10. In particular, it shall be achieved that U1/U2 = Z1/Z2, whereby U1 is the voltage induced into the first secondary coupling inductor 412, U2 is the voltage induced into the second secondary coupling inductor 422, Z1 is the inductance of the first and third bridge sub-units 410, 430 and Z2 is the inductance of the second and fourth bridge sub-units 420, 440. Hence, it is not required for the bridge to work that the loops are perfectly tuned to the fundamental frequency. But since this condition needs to be true at all frequencies, it implies that the resonance frequency can be the same. Further, it is not necessary for the left and right halves of the bridge unit to be identical. It is feasible to cope with a situation where Z1 and Z2 are unequal. In this case the coupling from the primary coupling inductor(s) 171 to the two secondary coupling inductors 412, 422 is preferably adapted.
For the measured voltage ULNA between the output terminals 451, 452 it holds: ULNA = U1 - I Z1 = U1 - (U2 + U2) / (Z1 + Z2) * Z1= 0, which leads to the above mentioned condition that U1/U2 = Z1/Z2. Ideally, the coupling by the coupling unit is fine-tuned and/or the components of the bridge unit (in particular the capacitors and/or the inductors) are selected such that U1 = U2 and Z1 = Z2. 
In reality, it can be imagined to have the coupling unit 170 (i.e. the primary side) realized as a few flat windings (not distinguishing between two primary coupling inductors 171a, 171b) which can be moved geometrically, preferably around the geometrical symmetry axis of the two secondary windings (i.e. the secondary side) of the secondary coupling inductors 412, 422. Hence, by mechanically adjusting the position, it is possible to increase the induced voltage U1 and to reduce U2, thereby adapting to the required ratio Z1/Z2.  
The effort to realize this is minimal. In fact, the primary side can be as simple as e.g. 5 windings of Litz-wire around a 0.2m2 area, without any cooling requirement. The secondary side is even simpler: it is not necessary to build a dedicated component. Instead, the area opened up between the other elements of the bridge unit suffices. Thus, basically one simple new component is brought into the vicinity of the existing high-current resonator to obtain already sufficient inductive coupling. Extra costs and cooling requirements are thereby avoided.
The MPI apparatus 404 shown in Fig. 11 is very similar to the MPI apparatus 403, but the coupling unit comprises a first coupling sub-unit 170' (corresponding to the above shown coupling unit 170) and additionally comprises a second coupling sub-unit 170'' comprising a third primary coupling inductor 171c and a fourth primary coupling inductor 171d, both being coupled in series. The four primary coupling inductors 171a-171d are coupled in series. Further, a third secondary coupling inductor 434 and a fourth secondary coupling inductor 444 are provided as part of the third and fourth bridge sub-units 430, 440 both coupled directly to the output terminal 452. This embodiment provides a Tx symmetry (left/right and top/down) as well as an Rx symmetry (top/down). 
The embodiments of the MPI apparatuses described so far and as depicted in Figs. 10 and 11 are electrically completely symmetric or "balanced" with respect to ground. In other embodiments described in the following and depicted in Figs. 12 to 14 asymmetric or "unbalanced" realisations of the bridge unit are presented. 
The MPI apparatus 405 shown in Fig. 12 provides that the second output terminal 452 is coupled to ground, wherein the two primary coupling inductors 171a, 171b of the coupling unit are coupled in series. The MPI apparatus 406 shown in Fig. 13 provides that the first output terminal 451 is coupled to ground and that the two primary inductors 171a, 171b of the coupling unit coupled in parallel. The primary inductors 171a, 171b are preferably realized as one coil with opposed polarity compared to the respective secondary inductors 412, 422. 
The MPI apparatus 407 shown in Fig. 14 uses capacitive coupling, i.e. the coupling unit here comprises through connections 172 to first and second input terminals 453, 454. Further, coupling capacitors 413, 423 are provided in the first and second bridge sub-units. This embodiment using capacitive coupling, and having a symmetric input to the bridge and an asymmetric output, can be further modified in the same or similar manner as shown above for the embodiments using inductive coupling. 
In summary, the present invention provides a balanced bridge topology to suppress background harmonics by symmetry, which is less costly and less cumbersome than known solutions. The high-current resonator has now the symmetries of a balanced bridge, namely the input port/from amplifier has a left/right symmetry and the output port/towards LNA has a top/down symmetry. In contrast to known solutions the symmetries are orthogonal. The newly introduced coupling unit is an extra component, but as it has much less inductance it is not adding much size/volume/cost. Generally, both halves (right and left) of the bridge unit (i.e. the first and third bridge sub-units 410, 430 on the one hand and the second and fourth bridge sub-units 420, 440 on the other hand) are resonant to the drive-field frequency, thereby ensuring a wide-band (i.e. frequency-independent) isolation of the input port (from amplifier) to the output port (to LNA). This way, all signals emanating from the amplifier (fundamental, harmonics, spurious signals, noise) are isolated from the LNA.
While the invention has been illustrated and described in detail in the drawings and foregoing description, such illustration and description are to be considered illustrative or exemplary and not restrictive; the invention is not limited to the disclosed embodiments. Other variations to the disclosed embodiments can be understood and effected by those skilled in the art in practicing the claimed invention, from a study of the drawings, the disclosure, and the appended claims. 
In the claims, the word "comprising" does not exclude other elements or steps, and the indefinite article "a" or "an" does not exclude a plurality. A single element or other unit may fulfill the functions of several items recited in the claims. The mere fact that certain measures are recited in mutually different dependent claims does not indicate that a combination of these measures cannot be used to advantage. 
Any reference signs in the claims should not be construed as limiting the scope.
1.    An apparatus for influencing and/or detecting magnetic particles in a field of view (28), which apparatus comprises: 
-     a selection field signal generator unit (110) and selection field elements (116) for generating a magnetic selection field (50) having a pattern in space of its magnetic field strength such that a first sub-zone (52) having a low magnetic field strength where the magnetization of the magnetic particles is not saturated and a second sub-zone having a higher magnetic field strength where the magnetization of the magnetic particles is saturated are formed in the field of view (28), 
-     a drive field signal generator unit (122), a signal receiving unit (140) and a drive-receiving coil (441), said drive-receiving coil being configured both for changing the position in space of the two sub-zones (52, 54) in the field of view (28) by means of a magnetic drive field so that the magnetization of the magnetic material changes locally and for acquiring detection signals, which detection signals depend on the magnetization in the field of view (28), which magnetization is influenced by the change in the position in space of the first and second sub-zone (52, 54), 
-     a bridge unit (160) coupled between said drive field signal generator unit (122) and said signal receiving unit (140), said bridge unit (160) comprising 
- a first bridge sub-unit (410) comprising a first inductive or capacitive coupling element (411),
- a second bridge sub-unit (420) comprising a second inductive or capacitive coupling element (421), 
- a third bridge sub-unit (430) coupled in series with said first bridge sub-unit, said third bridge sub-unit comprising a measurement inductor (431), and 
- a fourth bridge sub-unit (440) coupled in series with said second bridge sub-unit, said fourth bridge sub-unit comprising said drive-receiving coil (441), and
-     a coupling unit (170) coupled between the drive field signal generator unit (122) and the bridge unit (160) for coupling into the bridge unit (160),   
wherein the signal receiving unit (140) is coupled to a first output terminal (451) arranged between the first and second bridge sub-units (410, 420) and  a second output terminal (452) arranged between the third and fourth bridge sub-units (430, 440).   
2.    The apparatus as claimed in claim 1,  
wherein said coupling unit is configured for inductive coupling and comprises a primary coupling inductor (171), wherein said first bridge sub-unit (410) comprises a first secondary coupling inductor (411) and said second bridge sub-unit (420) comprises a second secondary coupling inductor (421). 
3.    The apparatus as claimed in claim 1,  
wherein said coupling unit is configured for capacitive coupling and comprises through-connections (172) for  connecting said drive field signal generator unit (122) with a first input terminal (453) arranged between the first and third bridge sub-units and  a second input terminal (454) arranged between the second and fourth bridge sub-units.   
4.    The apparatus as claimed in claim 1,  
wherein the coupling unit (170) and/or the bridge unit (160) are configured to obtain that U1/U2 = Z1/Z2, wherein U1 is the voltage induced into the first inductive or capacitive coupling element (411) , U2 is the voltage induced into the second inductive or capacitive coupling element (421), Z1 is the impedance of the series connection of the first and third bridge sub-units (410, 430) and Z2 is the impedance of the series connection of the second and fourth bridge sub-units (420, 440). 
5.    The apparatus as claimed in claim 4,  
wherein the coupling unit (170) and/or the bridge unit (160) are configured to obtain that U1 = U2 and  Z1 = Z2. 
6.    The apparatus as claimed in claim 4 or 5,  
wherein the value of the first inductive or capacitive coupling element (411) and/or the second inductive or capacitive coupling element (421) are selected to obtain that U1/U2 = Z1/Z2, in particular that U1 = U2 and Z1 = Z2. 
7.    The apparatus as claimed in claim 2,  
wherein coupling unit (170) is configured to mechanically change or set the coupling rate of the primary coupling inductor (171) with the first and/or the second coupling inductor (412, 422). 
8.    The apparatus as claimed in claim 1,  
wherein said third and/or fourth bridge sub-unit (430, 440) comprises one or more bridge capacitors (432, 433, 442, 443) in series to said measurement inductor (431) and said drive-receiving coil (441), respectively. 
9.    The apparatus as claimed in claim 1,  
wherein said third bridge sub-unit (430) comprises a third secondary coupling inductor (434) coupled in series to said measurement inductor (431), said fourth bridge sub-unit (440) comprises a fourth secondary coupling inductor (444) coupled in series to said drive-receiving coil (441), and said coupling unit (170) comprises a first coupling sub-unit (170') for coupling with said first and second secondary coupling inductors (412, 422) and a second coupling sub-unit (170'') for coupling with said third and fourth secondary coupling inductors. 
10.    The apparatus as claimed in claim 2,  
wherein the primary coupling inductor (171) comprises two primary coupling inductors (171a, 171b) for separately coupling to the first and second secondary coupling inductors (412, 422), wherein said two primary coupling inductors  are coupled in series or in parallel. 
11.     The apparatus as claimed in claim 3, 
wherein said first bridge sub-unit (410) comprises a capacitor (413) and said second bridge sub-unit (420) comprises a capacitor (423). 
12.     The apparatus as claimed in claim 1,  
wherein the series connection of the first and third bridge sub-units (410, 430) and/or the series connection of the second and fourth bridge sub-units (420, 440) are configured to be in resonance with the drive field frequency of the magnetic drive field.
13.     A method for detecting magnetic particles in a field of view (28), which method comprises the steps of: 
-     generating a magnetic selection field (50) having a pattern in space of its magnetic field strength such that a first sub-zone (52) having a low magnetic field strength where the magnetization of the magnetic particles is not saturated and a second sub-zone having a higher magnetic field strength where the magnetization of the magnetic particles is saturated are formed in the field of view (28), 
-     changing the position in space of the two sub-zones (52, 54) in the field of view (28) by means of a magnetic drive field so that the magnetization of the magnetic material changes locally by means of one or more drive-receiving coils (441), 
-     acquiring detection signals by means of at least one drive-receiving coil (441), which detection signals depend on the magnetization in the field of view (28), which magnetization is influenced by the change in the position in space of the first and second sub-zone (52, 54), 
-     coupling energy into a bridge unit (160) coupled between said drive field signal generator unit (122) and said signal receiving unit (140), said bridge unit (160) comprising 
- a first bridge sub-unit (410) comprising a first inductive or capacitive coupling element (411,),
- a second bridge sub-unit (420) comprising a second inductive or capacitive coupling element (421), 
- a third bridge sub-unit (430) coupled in series with said first bridge sub-unit, said third bridge sub-unit comprising a measurement inductor (431), and 
- a fourth bridge sub-unit (440) coupled in series with said second bridge sub-unit, said fourth bridge sub-unit comprising said drive-receiving coil (441), and
-     obtaining the detection signals by a signal receiving unit (140) coupled to a first output terminal (451) arranged between the first and second bridge sub-units and a second output terminal (452) arranged between the third and fourth bridge sub-units.  
14.     Computer program comprising program code means for causing a computer to control an apparatus as claimed in claim 1 to carry out the steps of the method as claimed in claim 13 when said computer program is carried out on the computer.
１． Abstract
The present invention relates to an apparatus and a method for influencing and/or detecting magnetic particles in a field of view (28). The apparatus comprises selection means for generating a magnetic selection field (50) and drive and receiving means comprising one or more combined drive field and selection coils (441) for changing the position in space of the two sub-zones (52, 54) in the field of view (28) and for acquiring detection signals. A balanced bridge unit (160) comprising inductive or capacitive coupling elements (411, 421) is provided between the drive field signal generator unit (122) and the signal receiving unit (140) as a light-weight, inexpensive and easily implementable solution for reducing the harmonic background.
２．Representative Drawing
Ｆｉｇ７
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