(57)【要約】  局所換気量及び肺密度などの対象の肺の特性を定量的に測定するためのポータブル磁気共鳴（ＭＲ）システムを提供する。ポータブルＭＲシステムは、磁石と、無線周波（ＲＦ）コイルアセンブリと、分光計システムを含む。磁石は、対象の胸の近くに位置決めすることができる。磁石の磁場は、対象の肺内の関心領域を特定する磁石の表面からの距離に位置する関心領域において実質的に均一である。RFコイルアセンブリは、対象の胸の近くに位置決めされるようなサイズに形成され、前記関心領域からＭＲ信号を受信する一以上のＲＦコイルを含む。分光計システムはＲＦコイルアセンブリを制御するとともに、取得されたＭＲ信号から関心領域内の対象の肺の特性を示す定量的メトリックを計算する。アクティブノイズキャンセルシステムは、ポータブルＭＲシステムのＲＦ遮断が不要となるよう設けられる。【選択図】図１
2014523795.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
対象の肺内の関心領域内で生成された磁気共鳴信号を取得するとともに、そこから前記対象の肺の特性を示す定量的メトリックを計算するよう構成されたポータブル磁気共鳴システムであって、
対象に隣接して位置決めされるようなサイズに形成された磁石であって、前記対象の肺内に関心領域を位置付けるよう前記磁石の表面から十分離れた距離に位置する前記関心領域内で実質的に均一な磁場を生成するよう構成された磁石と、
前記関心領域に隣接して位置決めされるようなサイズに形成され、前記関心領域にＲＦ場を与えてそこから磁気共鳴信号を受信するよう構成された少なくとも一つのＲＦコイルを含む無線周波（ＲＦ）コイルアセンブリと、
前記ＲＦコイルアセンブリと通信する分光計システムと、を有し、
前記分光計システムは、
前記関心領域内のラーモア周波数と共鳴するスピンが励起されるよう前記関心領域内に前記ラーモア周波数でＲＦ場を生成するよう前記ＲＦコイルアセンブリに指示し、
前記与えられたＲＦ場に反応して前記関心領域内で生成された磁気共鳴信号を受信するよう前記ＲＦコイルアセンブリに指示し、そして
前記取得された磁気共鳴信号から前記関心領域内の前記対象の肺の特性を示す定量的メトリックを計算するようプログラムされた
ことを特徴とするポータブル磁気共鳴システム。
【請求項２】
前記分光器システムによって計算された前記定量的メトリックが、肺換気量と肺密度とのうちの少なくとも一つであることを特徴とする請求項１に記載のポータブル磁気共鳴システム。
【請求項３】
前記磁石は、厚さが該磁石の幅と長さの両方よりも小さくなるようなサイズに形成されたことを特徴とする請求項１に記載のポータブル磁気共鳴システム。
【請求項４】
前記ポータブル磁気共鳴システムが、前記対象に超偏極ガスを供給する手段をさらに含むことを特徴とする請求項１に記載のポータブル磁気共鳴システム。
【請求項５】
前記ポータブル磁気共鳴システムが、前記対象を収容するサイズに形成された筐体をさらに含むことを特徴とする請求項１に記載のポータブル磁気共鳴システム。
【請求項６】
前記磁石は前記筐体内に収容されるようなサイズに形成されたことを特徴とする請求項５に記載のポータブル磁気共鳴システム。
【請求項７】
前記磁石が永久磁石及び電磁石のうちの少なくとも一つであることを特徴とする請求項１に記載のポータブル磁気共鳴システム。
【請求項８】
前記磁石は強磁性屈折磁石として構成された永久磁石であることを特徴とする請求項７に記載のポータブル磁気共鳴システム。
【請求項９】
前記ポータブル磁気共鳴システムが、前記磁石のほぼ片側のみに配置されたシールドをさらに含むことを特徴とする請求項８に記載のポータブル磁気共鳴システム。
【請求項１０】
前記磁石は、単面体磁石、平面磁石及びヘルムホルツペア磁石のうちの少なくとも一つとして構成されたことを特徴とする請求項７に記載のポータブル磁気共鳴システム。
【請求項１１】
前記磁石は、前記少なくとも一つのＲＦコイルの周りに互いに対向して配置された第一ポール及び第二ポールを有することを特徴とする請求項１に記載のポータブル磁気共鳴システム。
【請求項１２】
前記ポータブル磁気共鳴システムが、前記第一ポール、前記第二ポール及び前記少なくとも一つのＲＦコイルを収容するサイズに形成された筐体をさらに含むことを特徴とする請求項１１に記載のポータブル磁気共鳴システム。
【請求項１３】
前記筐体が、対象とベッドの間に位置決めされるサイズに形成されたことを特徴とする請求項１２に記載のポータブル磁気共鳴システム。
【請求項１４】
前記少なくとも一つのＲＦコイルが、少なくとも一つの送信ＲＦコイル及び少なくとも一つの受信ＲＦコイルを含むことを特徴とする請求項１に記載のポータブル磁気共鳴システム。
【請求項１５】
前記ＲＦコイルアセンブリが一つの送信ＲＦコイル及び一つの受信ＲＦコイルを含み、前記送信ＲＦコイル及び前記受信ＲＦコイルは同心となるよう配置されたことを特徴とする請求項１４に記載のポータブル磁気共鳴システム。
【請求項１６】
前記ＲＦコイルアセンブリが一つの送信ＲＦコイルと複数の受信ＲＦコイルとを含むことを特徴とする請求項１４に記載のポータブル磁気共鳴システム。
【請求項１７】
前記一つの送信ＲＦコイルがヘルムホルツペアを含み、前記複数の受信ＲＦコイルが前記ヘルムホルツペア内に配置されたことを特徴とする請求項１６に記載のポータブル磁気共鳴システム。
【請求項１８】
前記ＲＦコイルアセンブリが、磁気共鳴信号を受信するよう構成された少なくとも一つの信号ＲＦコイルと、ほぼ環境ノイズを示す信号のみを受信するよう構成された少なくとも一つのノイズリファレンスＲＦコイルと、を含むことを特徴とする請求項１に記載のポータブル磁気共鳴システム。
【請求項１９】
前期分光計システムが、前記ほぼ環境ノイズのみを示す前記受信された信号を用いて、前記受信された磁気共鳴信号内のノイズを大幅に減少させるようプログラムされたことを特徴とする請求項１８に記載のポータブル磁気共鳴システム。
【請求項２０】
前記磁石が、前記磁石の表面から約８から約１０センチメートル間隔をあけて配置された領域内で実質的に均一な磁場を生成するよう構成されたことを特徴とする請求項１に記載のポータブル磁気共鳴システム。
【請求項２１】
核磁気共鳴装置において電子ノイズをアクティブにキャンセルする方法において、
前記方法が、
ａ）第一の無線周波（ＲＦ）コイルを用いて、磁気共鳴信号及びノイズ信号を含む信号を取得する工程と、
ｂ）第二のＲＦコイルを用いて、ほぼ環境ノイズのみを含むノイズリファレンス信号を取得する工程と、
ｃ）前記第一ＲＦコイルと前記第二ＲＦコイルにおいて相互に関連のあるノイズを拡大縮小するスケーリング係数を計算する工程と、
ｄ）前記工程ｃ）で計算された前記スケーリング係数を前記工程ｂ）で取得されたノイズリファレンス信号に適用することによって拡大縮小されたノイズ信号を生成する工程と、
ｅ）前記工程ａ）で取得された信号から前記拡大縮小されたノイズ信号を引き算することによって実質的にノイズのない信号を生成する工程と、を含む
ことを特徴とする方法。
【請求項２２】
前記工程ｃ）で計算された前記スケーリング係数が、前記第一ＲＦコイルと前記第二ＲＦコイルとの間で相関性のあるノイズの大きさを拡大縮小する大きさスケーリング成分と、前記第一ＲＦコイルと前記第二ＲＦコイルとの間で相関性のあるノイズの位相を拡大縮小する位相スケーリング成分と、を含むことを特徴とする請求項２１に記載の方法。
【請求項２３】
前記大きさスケーリング成分を以下の式に基づいて計算し、
【数１】
2014523795.tif 000018
ここで、Ｓ1iは前記工程ａ）で取得された信号、Ｓ2iは前記工程ｂ）で取得されたノイズリファレンス信号、Ｓ*1iはＳ1iの複素共役、Ｓ*2iはＳ2iの複素共役である
ことを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項２４】
前記位相スケーリング成分を以下の式に基づいて計算し、
【数２】
2014523795.tif 000019
ここで、Ｓ1iは前記工程ａ）で取得された信号、Ｓ2iは前記工程ｂ）で取得されたノイズリファレンス信号、Ｓ*1iはＳ1iの複素共役、Ｓ*2iはＳ2iの複素共役である
ことを特徴とする請求項２２に記載の方法。
【請求項２５】
前記工程ｃ）が、前記工程ａ）で取得された信号と、前記スケーリング係数の見積もりによって拡大縮小された前記工程ｂ）で取得されたノイズリファレンス信号と、の差分の二乗を繰り返し最小化することによって前記スケーリング係数を計算することを含むことを特徴とする請求項２１に記載の方法。
【請求項２６】
前記第一ＲＦコイル及び前記第二ＲＦコイルを異なる方向に配向し、前記スケーリング係数を前記工程ｃ）において周波数領域で計算することを特徴とする請求項２１に記載の方法。
【請求項２７】
前記工程ｃ）で計算された前記スケーリング係数は、周波数依存するスケーリング係数であり、周波数領域で計算することを特徴とする請求項２１に記載の方法。
【請求項２８】
前記第二ＲＦコイルは前記第一ＲＦコイルよりも大きいことを特徴とする請求項２１に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
（関連出願の参照）
本願は、本明細書に参照により盛り込まれる２０１１年７月２８日に出願された「聴診器」と称される米国仮出願番号６１／５１２，４６８及び２０１１年７月２８日に出願された「肺水腫をモニタリングするためのポータブル磁気共鳴聴診器」と称される米国仮出願番号６１／５１２，７１４に基づくとともにその利益を享受する。
【０００２】
（連邦政府資金による研究の記載）
本発明は、米国国立衛生研究所により授与されたＨＬ１００６０６の下で米国政府の支援を受けてなされた。米国政府は本発明において一定の権利を有する。
【０００３】
本発明は、磁気共鳴測定のためのシステム及び方法の分野に属する。より詳細には、本発明は、局所肺換気量評価及び肺密度モニタリングのためのポータブル磁気共鳴のためのシステム及び方法に関する。さらに、本発明は、ポータブル磁気共鳴システムにおけるアクティブノイズキャンセルのためのシステム及び方法に関する。
【背景技術】
【０００４】
界面活性物質欠乏症に続発する呼吸困難を患う未熟児における適切で効果的な換気機能の評価は難しい課題であり、現在利用可能な対策は粗末なものしかない。これは一つには未熟児のデリケートで脆弱な性質と、未熟児がおかれている命にかかわる状態が原因である。未熟児を呼吸させるのに必要な十分高い気道内圧は、これ自体が非常に有害で生存を脅かす可能性のある気圧外傷に関連するレベルに近い。さらに、新生児の肺の成熟に要する時間（数週間から数ヶ月）により、体積膨張若しくは機械的ストレッチ（容量損傷）、実質性領域の継続的閉鎖及び開通（無気肺損傷）又は人工呼吸器誘発肺炎が原因で、不適切な人工呼吸器の設定は長期的損傷の主要因に関与する。
【０００５】
さらに、一般成人集中治療室（「ＩＣＵ」）設定では、急性呼吸促迫症候群（「ＡＲＤＳ」）や急性肺損傷（「ＡＬＩ」）が重大な問題となる。ＡＲＤＳは３０〜５０％の死亡率を示す。ＡＲＤＳ及びＡＬＩは、肺胞が液体、タンパク質及び細胞残屑であふれることにより特徴付けられる。ＡＲＤＳは、しばしば無気肺又は肺の虚脱をもたらす界面活性物質の欠乏によっても特徴付けられる。そのような場合、人工呼吸器による肺の周期的膨張は肺胞の周期的開閉へと変換される。十分な界面活性物質がないと、肺胞の互いに対してせん断する対向表面を用いたこの虚脱及び再膨張は、有害で炎症誘発性の影響（「無気肺損傷」として記述される）を与える。
【０００６】
特定の人工呼吸器の方針は、薬物治療及び患者の位置決めに加えて、これらの状態の臨床改善のための支持的役割を果たすことができる。例えば、ＡＲＤＳにおける機械的換気の目標は、肺実質への損傷を最小限にしながら肺を回復させるとともに呼吸サイクルにわたって肺の開存性を維持することである。しかしながら、現在では、ベッドサイドでの呼吸器調整は、可能な限り「最良の」動脈血液ガス対策が達成されるよう人工呼吸器を調整することによって無分別に又は経験的に行われている。深刻な問題の一つとして、そのような調整の成功又は失敗の決定が臨床所見に基づいているということが挙げられる。これにはしばしば肺の損傷を回復することができないほど十分長い時間がかかる。別の深刻な問題は、血液ガスが正常な範囲内にあるものの肺の一部が過度に膨張する又は虚脱する可能性があるということである。これらの状態は何れも肺のこれらの部分に一生残る損傷をもたらす可能性があり、結果として肺機能に永久的な障害が残ることとなる。
【０００７】
適切な換気量(ventilation)を評価する従来の方法は、Ｘ線コンピュータ断層撮影法（「ＣＴ」）スキャニングである。肺気量及び重力に対する位置の関数としての肺密度を定量化するために、ＣＴを用いた数々の研究がなされてきた。また、ＣＴを用いて人工呼吸器の設定の局所肺密度への影響を実証する研究もなされている。しかしながら、ＣＴの使用においては、放射線への度重なる露出によるリスクにより肺の開存性を頻繁に評価するためにＣＴを使用することができないという問題がある。さらに、多くの場合、患者は病気が重すぎてＩＣＵからＣＴスキャナ室へと移動することができない。新生児においては、新生児はイオン化放射線に対する感度が非常に高いのでＣＴを用いるという選択肢はない。
【０００８】
集中治療室で人工呼吸器の設定を変更する際に肺換気、健康回復、肺膨張及び他のパラメータを定量的に評価するためにさまざまな方法が提案されてきた。そのような方法は電気インピーダンス断層撮影（「ＥＩＴ」）に基づいており、これは、対象の胸に取付けられ、胸内のインピーダンス変化による他の電極対における電圧の変化を検出する一対の電極間の電流密度の周知の変動を適用することに基づいている。典型的には、この方法を実行するために患者の胸に三十二個の電極からなるベルトが適用される。最適条件下では、ＥＩＴは、肺換気量の動的変化を示す正確な３Ｄマップを生成することができる。しかしながら、現実世界の条件においてはこの技術の有効性を低下させる数々の要因が存在する。例えば、電極と対象の皮膚間の電気接触が良好でなければならず、もっと重要なのは、長期的な変化を検出するために電極接触抵抗が安定していなければならない。これは、対象が移動しているときや熱があるときには達成することが非常に困難である。また、皮膚のひだや空洞部分を含む、動き以外のさまざまな他のアーチファクト源が存在する。
【０００９】
ある商業ＥＩＴ装置が販売されているが、その技術は例えばＩＣＵにおける日常使用などの習慣的臨床用途にはまだ適応されていない。さらに、小児及び成人集団においてＥＩＴについて実用的実装問題が解決したとしても、その技術を新生児への使用に置き換えることができるとは考えにくい。例えば、新生児の皮膚の脆弱性及び新生児がいる環境の高い相対湿度により、ＥＩＴは新生児集中治療室（「ＮＩＣＵｓ」）に適した技術ではない。さらに、新生児はサイズが非常に小さいので電極の接触に利用できる表面積が制限され、したがって電極抵抗の変動の可能性が増大する。
【００１０】
したがって、換気量を定量的に測定するための非侵襲性のポータブルシステムを提供することが所望される。さらに、肺密度などの肺の他の特性を測定することも可能なそのようなシステムを提供することが所望される。さらに、信号対ノイズ比（「ＳＮＲ」）を促進する及び無線周波（「ＲＦ」）遮断環境の必要性を取り除くために、そのようなポータブルシステムを用いて行われる測定において環境要因からくる電子ノイズなどの電子ノイズを積極的にキャンセルするためのシステム及び方法を提供することが所望される。
【発明の概要】
【００１１】
上記の問題を解決するために、本発明は、換気の度合い及び肺密度などの対象の肺の特性を定量的に測定するためのポータブル磁気共鳴システムを提供する。
【００１２】
本発明は、一側面において、対象の肺内の関心領域内で生成された磁気共鳴信号を取得するとともに、そこから前記対象の肺の特性を示す定量的メトリックを計算するよう構成されたポータブル磁気共鳴システムを提供する。ポータブル磁気共鳴システムは、磁石、無線周波（「ＲＦ」）システム及びＲＦコイルアセンブリと通信する分光計システムを含む。磁石は、対象に隣接して位置決めされるようなサイズに形成されるとともに、磁石の表面から離れた距離に位置する関心領域内で実質的に均一な磁場を生成するよう構成され、前記距離は、前記関心領域を対象の肺内に位置付けるのに十分大きい距離である。前記ＲＦコイルアセンブリは、対象の胸の表面の近傍に位置決めされるようなサイズに形成されるとともに、前記関心領域にＲＦ場を与えてそこから磁気共鳴信号を受信するよう構成される。前記分光計システムは、前記関心領域内のラーモア周波数と共鳴するスピンが励起されるよう前記関心領域内に前記ラーモア周波数でＲＦ場を生成するよう前記ＲＦコイルアセンブリに指示し、前記与えられたＲＦ場に反応して前記関心領域内で生成された磁気共鳴信号を受信するよう前記ＲＦコイルアセンブリに指示し、そして取得された磁気共鳴信号から前記関心領域内の前記対象の肺の特性を示す定量的メトリックを計算するようプログラムされている。
【００１３】
本発明の上述の及びその他の側面及び利点について、以下に説明する。本明細書は、本明細書の一部を構成する本明細書に添付された、本発明の好ましい実施形態を一例として示す図面を参照する。このような実施形態は必ずしも本発明の全範囲を表すものではなく、したがって本発明の範囲は特許請求の範囲及び本明細書を参照して解釈すべきである。
【図面の簡単な説明】
【００１４】
【図１】本発明のいくつかの実施形態に係わるポータブル磁気共鳴システムの例を示すブロック図である。
【図２】図１のポータブル磁気共鳴システムの一部を形成する磁石の表面から選択された距離だけ離れた実質的に均一な領域を有する磁場プロファイルを示す説明図である。
【図３】図１のポータブル磁気共鳴システムとともに使用される磁石構造の例を示す説明図である。
【図４】図１のポータブル磁気共鳴システムとともに使用される磁石構造の別の例を示す図である。
【図５】肺膨張及び気圧性外傷あるいは肺虚脱及び無気肺をもたらす有害圧力を含む人工呼吸器の圧力の変化の肺組織密度への影響を説明するプロットである。
【図６】超偏極ガス造影剤と併用されるよう構成されたポータブル磁気共鳴システムの例を示すブロック図である。
【図７】肺換気及び肺密度などの局所肺特性の定量的測定値を得るためのポータブル磁気共鳴システムの作動方法の例示的な工程を示すフローチャートである。
【図８】図１又は図６のポータブル磁気共鳴システムとともに使用されるノイズキャンセリング無線周波（「ＲＦ」）コイルの例を示す説明図である。
【図９】相関ランダムノイズ対非相間ランダムノイズ比の関数としてのノイズペナルティ係数のグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００１５】
局所換気の度合い又は肺密度などの対象の肺の特性を示す定量的メトリックを測定するためのポータブル磁気共鳴システムが提供される。さらに、ポータブル磁気共鳴システムに用いることができるアクティブノイズキャンセルのためのシステム及び方法が提供される。
【００１６】
本発明は、一側面において、水プロトンから取得される磁気共鳴信号から肺密度及び肺水腫を測定することができるポータブル磁気共鳴システムを提供する。この実施形態において、ポータブル磁気共鳴システムはターゲット領域内の組織及び血液の密度を測定する。組織及び血液の密度はおおよそ１グラム／立方センチメートルであり、ガスの密度はおおよそゼロである。したがって、ターゲット領域内の密度ρは以下の式で与えられる。
【００１７】
【数１】
2014523795.tif 000003
【００１８】
ここで、ｆGはガス画分、ｆT-Bは組織−血液画分である。二つの画分の合計は１になるので、ポータブル磁気共鳴システム測定値から組織−血液画分が決定されると、次にガス画分を決定することができる。吸入又は呼気中のガス画分の変化は局所換気量(regional ventilation)を示す。
【００１９】
本発明の別の側面において、ポータブル磁気共鳴システムは、局所肺換気量を肺密度の測定から計算するのではなく直接測定することができるよう、患者に超偏極ガス造影剤を投与しながら使用することができる。一つの呼吸から次の呼吸をしたときの超偏極ガス濃度の変化の比較によって、他の肺機能パラメータの情報が与えられる。この実施形態は、新生児の肺気量が非常に小さいこと及び超偏極ガスによって生じた水プロトンよりも大きな信号によって新生児の肺からの局所量の測定が実現可能となることから、特に新生児の局所換気量の測定に有効である。
【００２０】
図１を参照すると、局所肺換気量及び肺密度の非侵襲性定量的測定に用いることができるポータブル磁気共鳴システム１０の一例が示される。ポータブル磁気共鳴システム１０は、通常、磁石１２、電子サブシステム１４及び無線周波（「ＲＦ」）コイルアセンブリ１６を含む。一例として、電子サブシステム１４は分光計を含んでもよい。
【００２１】
一部の設計において、磁石１２及びＲＦコイルアセンブリ１６は単一の筺体１８内に収容することができる。これらの設計において、ＲＦコイルは二つの永久磁極間にネスト化されてもよく、これによって、よく特徴付けられたターゲット領域を提供するために磁場間にＲＦコイルの位置が固定される。使用において、筐体１８は、従来の病院のベッドの上に置かれたクッション性のある層内に配置されてもよい。次に、筐体１８内の磁石１２によって磁場が患者の肺の領域内に突き出る(projects)よう、患者はクッション性のある層の上に横たわることができる。以下に説明するように、磁石１２及びＲＦコイルアセンブリ１６は、対象が横たわっている、座っている又は立っているときに磁石１２及びＲＦコイルアセンブリ１６を対象の胸に対して正確に配置するガントリなどの機械的補助装置にも取付けることができる。
【００２２】
以下で議論するように、ポータブル磁気共鳴システム１０を用いて検出された磁気共鳴信号の空間局在化(spatial localization)は、磁石１２及びＲＦコイルアセンブリ１６に依存する。例えば、空間局在化は四つのプロファイルの交わりによって生じる。第一のプロファイルは、磁石１２によって生成される磁場Ｂ0である。ＲＦコイルアセンブリ１６は、半径Ｒを有するＲＦコイルなどの少なくとも一つのＲＦコイルを含む。ＲＦコイルは、受信プロファイル及び励起プロファイルの二つのプロファイルに関与し、ＲＦ場は以下のようにｚ軸に沿って減少する。
【００２３】
【数２】
2014523795.tif 000004
【００２４】
受信プロファイルはＲＦ励磁場Ｂ1に比例し、励起プロファイルは以下のように与えられる。
【００２５】
【数３】
2014523795.tif 000005
【００２６】
四つ目の空間局在化プロファイルは、不均一Ｂ0場を通して拡散する水によって生成された減衰によって決定される。ＣＰＭＧシーケンスにおいて、拡散関連信号減衰は以下の式で与えられる。
【００２７】
【数４】
2014523795.tif 000006
【００２８】
ここで、拡散時定数ＴDは以下の式で与えられる。
【００２９】
【数５】
2014523795.tif 000007
【００３０】
ここで、Ｇは不均一Ｂ0場からの勾配強度、Ｄは拡散係数、２τは１８０度パルス間の時間である。例えば、非結合水(unbound water)について０．２テスラ／メートルであるとき時定数ＴD＝０．５秒である。このプロファイルの正味の影響は、Ｇが均一場領域の中央位置から離れるにつれて増大するので、磁場Ｂ0によって生成されたプロファイルを効率的にシャープにすることである。四つのプロファイルから得られた局在化に加えて、空間局在化プロファイルは後処理の際にさらに効率的に変化することができる。ラーモア周波数は磁場強度Ｂ0に比例するので、信号が積分されるバンド幅の選択は所定の空間領域から信号をサンプリングすることに似ている。これは、得られたスペクトルを粗い一次元画像として記述することに等しい。
【００３１】
上述の議論に基づいて、磁場源に関する情報を盛り込んだシミュレーションを用いて、特定のポータブル磁気共鳴システム１０設計について、検出領域サイズ、強度並びに磁石１２及びＲＦコイルとの関連での位置を決定するとともに視覚化することができる。そのようなシミュレーションは、磁石の位置決め及び設計の最適化にも用いることができる。例えば、図１に示すような二つの双極子磁石設計では、磁石表面から約８ｃｍから約１０ｃｍのびた（離れた）検出領域（具体的には、遠隔鞍点）を達成するために、シミュレーションを用いて磁石１２の最適分離距離を決定することができる。また、磁石設計の観点から、永久磁石材料を特定の様式で分布させることによって均質性が向上することに留意する。
【００３２】
例示のポータブル磁気共鳴システム１０の個別の部品について説明する。まず、磁石１２について説明し、次にＲＦコイルアセンブリ１６について説明する。その後、電子サブシステム１４について説明する。
【００３３】
磁石１２は永久磁石又は電磁石でもよい。用いてもよい永久磁石の例として、単面体(monohedral)永久磁石、平面永久磁石、Ｃ磁石などのヘルムホルツペアとして配置された永久磁石及び永久磁石素子のアレイが挙げられる。用いてもよい電磁石の例として、強磁性構造を有するヘルムホルツペア又はコイルなどの抵抗磁石が挙げられる。通常、磁石１２は、厚さが幅及び長さよりも小さいようなサイズであるときにより効率が良い。
【００３４】
好ましくは、磁石１２は、磁石１２の表面から離れたターゲット領域内で実質的に均一な磁場を生成するように設計される。例えば、図２に示すように、好ましくは、磁石１２は、磁石１２の表面の外部にある実質的に均一な領域２２を有する磁場プロファイル２０を有するように設計されている。例えば、実質的に均一な領域２２は、磁石１２の表面から深さｄのところに位置する。この設計の結果、外部磁場が実質的に均一である領域２２が対象の肺のユーザ選択可能領域内へ突き出るよう、磁石１２を対象に対して位置決めすることができる。いくつかの形態において、磁石１２を対象の選択された肺領域の上で動かすために、磁石１２を機械的補助ガントリ装置に連結してもよい。選択された肺領域の例は、対象の胸内へのおおよその深さが約８ｃｍから約１０ｃｍにおける（即ち肺実質内）、各肺の頂部、基部及び真ん中を含む。
【００３５】
永久磁石は別個の電源を必要とせず、より小さい電子サブシステム１４の使用を可能にし、より小さい物理的サイズで実施することができ、そして冷却を必要としないので、磁石１２は永久磁石であることが好ましい。磁石１２が永久磁石であるときは、磁石１２の浮遊磁場フットプリントが大幅に局在化されるよう、磁石の物理的サイズを小さく維持することが有益である。この設計考察はポータブル磁気共鳴システム１０をＮＩＣＵ又はＩＣＵ設定で作動させるときに特に有益である。
【００３６】
最も強力な永久磁石は、磁場に対して大きな温度変化を示す合成物から作成されているので、電子サブシステム１４は、そのような温度変化を制御するために温度コントローラ（非図示）を含んでもよい。一部の永久磁石形態において、全体的な温度補償を生じさせる異なる材料を用いることができる。
【００３７】
一例として、磁石１２は、永久磁石素子のアレイである永久磁石でもよい。永久磁石素子のアレイの構造は、所望の磁場強度において均一な特定のターゲット領域を達成するよう設計されている。永久磁石素子が適切に構成されていると、二次均一性又はそれ以上を達成することができる。永久磁石は、異なる方向又は同じ方向に配向された磁気双極子を含んでもよい。この形態は、より均一な磁石を設計するための別の自由度を与える。また、傾斜した双極子によって、磁石１２の全体サイズをより小さくできる。さらに、逆平行双極子又は平行双極子で配向された磁石の二つの部分を用いて均一領域を生成することも可能である。磁石１２の性能を向上させるために、効率を向上させるため並びに所望の磁場強度及び均一領域を達成するのに必要な磁石１２のサイズを小さくするために用いることができる強磁性屈折（ferro-refraction）を、磁石の設計に盛り込むことができる。
【００３８】
別の例として、磁石１２は、図３に示すようなヘルムホルツペアのような抵抗ヘルムホルツペアでもよい。このヘルムホルツペアの形態において、磁場の実質的に均一な領域２２が対象のターゲット領域内に位置決めされるよう、磁石１２を対象の周囲に位置決めすることができる。抵抗磁石又は他のタイプの電磁石の使用は、電磁石を望み通りにオン又はオフすることができるという永久磁石に勝る利益がある。したがって、電磁石が用いられた場合、ポータブル磁気共鳴システム１０は、従来の磁気共鳴イメージング（「ＭＲＩ」）システムにおいて超電導磁石を抑制するのに用いられる非常ボタンと同様の、磁場を素早く切るための非常ボタンを含むことができる。
【００３９】
別の例として、磁石１２は、図４に示す例示の形態などのクアドロ強磁性屈折（quadro-ferro-refraction）（「ＱＦＲ」）タイプの電磁石でもよい。この形態を用いると、実質的に均一な磁場ＢMの領域２２は、ｘ軸に沿う最も均一な遠隔鞍点に存在する。図では、磁石１２の両側にある外部ＢM場を示しているが、使用において磁石１２の片側を遮断することができる。例えば、磁石の浮遊磁場フットプリントを低減するよう、変圧器用鋼を用いて磁石１２の片側を遮断することができる。このように磁石１２を遮断することにより、遮断により生じた強磁性屈折によってより小さい磁石又はより大きい磁場強度とすることができるというさらなる利益が得られる。
【００４０】
ＱＦＲ設計の単面体特性により、大きい磁石１２又は小さい磁石１２としての応用が可能となる。また、ＱＦＲ設計は、強磁性材料内のイメージ電流の生成により非常に効率が良い。ＱＦＲ磁石設計は、永久磁石にも応用可能であり、鉄材料の強磁性屈折の性質を活かすことによって改良することができる。特に、この強磁性屈折効果を利用して永久磁石設計の磁場強度を増大させることができる。強磁性屈折の追加は、磁場強度を犠牲にすることなく単面体永久磁石の全重量及びサイズを減少させることができる。
【００４１】
磁石１２は比較的小さい磁石でもよく、通常は、従来のＭＲＩシステムにより生成される磁場の強度よりも低い磁場を生成するよう設計されてもよい。ポータブル磁気共鳴システム１０の利点の一つは、局所肺換気量、肺密度及び肺の他の特性を定量的に測定するために、従来のＭＲＩに必要とされるものなどのかなり均一な磁場を有する大きい磁石を必要としないということである。一例として、磁石１２の磁場強度は０．１テスラ（「Ｔ」）であるとともに、磁場均一性は、磁気共鳴信号が取得されるスピン種のラーモア周波数において、１０立方センチメートル（「ｃｃ」）体積にわたって千分の十（十「ｐｐｔ」）以下であってもよい。いくつかの他の磁石設計において、磁場強度は、１ｃｃ体積内で５０ガウス（「Ｇ」）まで低くてもよい。さらに別の設計では、磁石１２の磁場強度は約１５０Ｇでもよい。さらに、磁石１２が対象の胸に隣接して配置されたときに対象の肺のなかに均一磁場領域が広がるよう、磁石の外部表面から約８ｃｍから約１０ｃｍ離れたところに均一磁場領域を生成するように磁石１２を設計することができる。これらの小さい磁場を有する設計により、ポータブルな磁石を設計することが可能となる。
【００４２】
さらに、不均一磁場プロファイルを用いてポータブル磁気共鳴システム１０が受信した磁気共鳴信号を空間的に局在化できることから、不均一磁場プロファイルを有する可能性があるより小さい磁石の使用は本発明のポータブル磁気共鳴システム１０において有利である。この空間的局在化の機能は、従来のＭＲＩシステムで使用される勾配コイル並びにこれらの勾配コイルの電子機器及び電源要求並びにＲＦコイルアセンブリ１６に連結した勾配システムからのノイズについて考慮すべき必要な考察を不要とする。局所肺特性の測定が行われるターゲット領域のサイズは、磁石１２及びＲＦコイルアセンブリ１６の磁場プロファイルによって定義することができる。
【００４３】
ターゲット視野（「ＴＦＯＶ」）と称されるターゲット領域の最大サイズは、磁石１２及びＲＦコイルアセンブリ１６、特にＲＦコイルアセンブリ１６の一部を構成するＲＦコイル又は複数のＲＦコイル、の設計に依存してもよい。磁石１２及びＲＦコイルアセンブリ１６の設計を介するＴＦＯＶのサイズの調整に加えて、ＴＦＯＶのサイズも磁気共鳴信号の処理中に調整することができる。例えば、磁気共鳴信号は、大きい周波数バンド幅にわたって収集してもよく、次に磁気共鳴信号の取得に使用されたものよりも小さい周波数バンド幅を有する周波数フィルタリングを用いてターゲット領域の体積を効率的に減少又は選択してもよい。場合によっては、ＴＦＯＶのサイズは約３−１０ｃｃの間で変動することができるが、磁石及びＲＦコイルアセンブリの設計に応じて、またＴＦＯＶの有効サイズの調整に後処理を用いた場合に、ＴＦＯＶのサイズは３ｃｃより小さい又は１０ｃｃより大きいことも可能である。
【００４４】
図２を参照して上で議論した外部磁場は、単面体又は平面磁石などの「オープン」磁石設計を用いて達成することができる。このタイプの磁石設計は一つの面から構成されたものであり、したがって対象の片側に容易に位置決めすることができる。磁石１２の「オープンさ（開放性）」により、測定手順において対象に容易にアクセスすることができる。
【００４５】
磁石１２は、磁気共鳴信号が取得され得る二つのターゲット領域、各ターゲット領域は磁石１２の表面に対して異なる深さに位置する、を含むように設計してもよいことに留意する。この設計は、例えば三つの磁石を用いることで達成することができる。いくつかの磁石設計は、対称的に対向する磁場領域を含む。この追加の領域は遮断してもよい一方で、使用中に磁場ドリフトを占めるために使用することができる。信号平均化が用いられた場合、温度ドリフトは磁場を永久磁石構造からシフトさせる。したがって、磁場均一性の対向位置に大きなＳＮＲで水サンプルを配置することにより、このリファレンスサンプルからのスペクトルをモニタリングすることができ、いかなるドリフトをも除去するためにスペクトルをシフトすることができる。次に、信号平均を最適に累積することができる。また、既知の密度を有するリファレンスサンプルは、患者の胸の外に位置する対称的だが同一の磁場強度内に配置することができるとともに、対象の胸内部で測定された肺密度信号を較正するために用いてもよい。
【００４６】
上述の任意の磁石１２の設計において、実験的試験を用いて、磁気共鳴信号を取得するための均一領域位置及び適切な磁場強度を決定することができる。このアプローチにおいて、初期位置及び磁場強度を最初に分析的に決定し、次に実験的磁場マッピングを用いてより正確にすることができる。
【００４７】
ＲＦコイルアセンブリ１６は、例えば、ＲＦエネルギーを送信するとともに磁気共鳴信号を受信する一以上のＲＦコイルを含むが、ＲＦコイルを駆動するためのＲＦ電力増幅器、プリアンプ及び送受信スイッチを含んでもよい。例えば、ＲＦコイルアセンブリ１６は、送信専用ＲＦコイルと中心を共有する単一受信専用ＲＦコイルを含んでもよい。別の例として、ＲＦコイルアセンブリ１６は、受信専用ＲＦコイル及び送信専用ＲＦコイルの機能を果たす外部ヘルムホルツコイルペアを含んでもよい。
【００４８】
一例として、対象からの磁気共鳴信号の最適な検出を達成するために、リッツ線で作られる短いソレノイドをＲＦ受信コイルの構造に用いてもよい。そのような構造の例は、参照により全体が本明細書に盛り込まれる米国特許第５，７５１，１４６号に記載されている。ＲＦコイルアセンブリ１６がより低い周波数で動作しているとき、波長調整及び整合素子をＲＦコイルから遠くに配置することができ、これにより電子機器に対して非常にブロードバンドなアプローチが可能となる。
【００４９】
ＲＦ遮断室においてポータブル磁気共鳴システム１０を動作させる必要をなくすために、アクティブノイズキャンセルを実行することが好ましい。このアプローチは、ポータブル磁気共鳴システム１０の携帯性を大幅に向上させる。また、このアプローチは、ＩＣＵ、患者のベッド又は野戦病院若しくは戦場避難車などの他の携帯位置での装置の動作を大幅に簡単化する。アクティブノイズキャンセルハードウェア及び方法の例について以下でより詳細に説明する。
【００５０】
一部の実施形態において、ＲＦコイルアセンブリ１６は、対象の選択された肺領域上でＲＦコイルを選択的に動かすために機械的補助ガントリ装置（非図示）を含んでもよい。上述のように、測定値が得られる対象の肺内の所望関心領域を選択するために、磁石１２とＲＦコイルアセンブリ１６が共に移動することができるよう、磁石１２をそのようなガントリに連結してもよい。この設計において、磁石１２及びＲＦコイルアセンブリ１６は、ガントリが対象に対して移動したときに一定間隔を空けた関係に維持される。他の実施形態では、磁石１２及びＲＦコイルアセンブリ１６は、互いに対して動くようにも構成されてもよい。さらに、一部の実施形態では、超電導量子干渉素子（「ＳＱＵＩＤｓ」）などの他の検出器センサをＲＦコイルアセンブリ１６に用いてもよい。増幅器及び送信／受信スイッチなどのＲＦコイルアセンブリ１６の部品の一部を代替的に電子サブシステム１４の一部としてもよいことに留意する。
【００５１】
図１を再び参照すると、電子サブシステム１４は、ポータブル磁気共鳴分光計にみられるものと同様の電子部品を含むことができる。特に、電子サブシステム１４は、パルスシーケンス部４０、データ取得部４２、データ処理部４４、データ記憶部４６並びにワークステーション４８若しくはディスプレイ５０及びキーボードなどのインプット５２を有するコンピュータシステムを含むことができる。ワークステーション４８は、市販の動作システムを稼働させる市販のプログラム可能機械などのプロセッサ５４を含む。ワークステーション４８は、スキャン指示を換気聴診器システム１０に入力することを可能にするオペレータインターフェースを提供する。電子サブシステム１４は、必要に応じて、例えば磁石１２が電磁石であるときに、磁石１２に電力を供給する磁石電力装置５６を含むこともできる。
【００５２】
パルスシーケンス部４０は、ＲＦコイルアセンブリ１６を動作させるためにワークステーション４８からダウンロードされた命令に応じて機能する。ＲＦ励起波形が、規定の磁気共鳴パルスシーケンスを実行するためにＲＦコイルアセンブリ１６によってＲＦコイル又は別個の局所コイルに適用される。ＲＦコイル又は別個の局所コイルによって検出された応答磁気共鳴信号が、ＲＦコイルアセンブリ１６により受信され、増幅され、復調され、フィルターをかけられ、そしてパルスシーケンス部によって作成された命令を受けてデジタル化される。また、ＲＦコイルアセンブリ１６は、磁気共鳴パルスシーケンスに用いられるさまざまなＲＦパルスを生成するためにＲＦ送信機を含む。ＲＦ送信機は、所望の周波数、位相及びパルス振幅波形のＲＦパルスを生成するために、パルスシーケンス部からのスキャン指示及び命令に応答する。一例において、パルスシーケンス部４０は、カー・パーセル・マイボーム・ギル（「ＣＰＭＧ」）シーケンスと同じように多重１８０度励起パルスを生成することによりスピンエコーシーケンスを利用することができる。これにより、磁石１２から生成される主磁場が不均一であるときに実効Ｔ２*が短くなるので、ＳＮＲが増大する。
【００５３】
また、パルスシーケンス部４０は、対象を換気するのに用いられている生理学的取得コントローラ（非図示）又は機械的人工呼吸器（非図示）を介して、例えば呼吸信号などの患者のデータをオプションで受信する。そのような信号は、スキャンの実行を対象の呼吸と同期又は「ゲート」させるためにパルスシーケンス部によって用いられてもよい。
【００５４】
ＲＦコイルアセンブリ１６によって生成されたデジタル化された磁気共鳴信号サンプルは、データ取得部４２によって受信される。データオーバーランによってデータが損失しないよう、リアルタイム磁気共鳴データを受信すると共にバッファー記憶装置を提供するために、データ取得部４２はワークステーション４８からダウンロードされた命令に応答して動作する。いくつかのスキャンでは、データ取得部４２は、取得された磁気共鳴データをデータ処理部４４に渡す以上のことはしない。
【００５５】
データ処理部４４は、磁気共鳴データをデータ取得部４２から受信し、ワークステーション４８からダウンロードされた命令に応じて処理する。例えば、磁気共鳴信号は、上述のように、ＴＦＯＶの有効サイズを調整するため又は局所肺換気量及び肺密度などの対象の肺特性の定量的メトリックスを計算するために処理されてもよい。ポータブル磁気共鳴システム１０に特有である処理方法について、以下にさらに記載する。この処理のアウトプットを用いて、人工呼吸器をどのように調整するか医師に知らせてもよい。あるいは、人工呼吸器は、異なる人工呼吸器設定に応じて肺密度の換気のスキャンを実行するために、ポータブル磁気共鳴システム１０と通信してもよい。代替的な実施形態において、アウトプットは次に、ポータブル磁気共鳴システム１０から得られたフィードバックに基づいて最適な人工呼吸器設定を決定するために臨床医又はコンピュータプログラムに供給される。
【００５６】
処理部４４によって処理された計算された定量的メトリックス及び磁気共鳴信号は、ワークステーション４８に再び伝えられてそこに保存される。リアルタイムで取得された磁気共鳴信号は、データベースメモリキャッシュ（非図示）に保存されてもよく、このデータベースメモリキャッシュからオペレータディスプレイ５０に出力されてもよい。磁気共鳴信号は、ディスク記憶装置（非図示）上のホストデータベースに保存されてもよい。そのような信号が再構成されて記憶装置に伝えられると、データ処理部４４はワークステーション４８のデータ記憶部４６に通知する。ワークステーション４８は、信号をアーカイブに保管する又はネットワークを介して信号を他の設備に送信するために、オペレータによって用いられてもよい。
【００５７】
一例として、電子サブシステム１４、特にパルスシーケンス部４０は、対象内のターゲット領域から磁気共鳴信号を取得するために多重スピンエコー（ＣＰＭＧシーケンスなど）を用いることができる。このシーケンスは、全脱位相源の焦点を再び合わせる１８０度パルスを利用することから、均一性が低い磁場領域のための適切な信号平均化シーケンスである。
【００５８】
ポータブル磁気共鳴システム１０の使用中、検出領域が約３０ｃｃで磁場強度が約０．０２Ｔの場合、約２０秒間のデータ取得によって、肺密度変化を測定するために適切なＳＮＲを達成することができると考えられる。別の例では、検出領域が約２５ｃｃの場合、約２分間の取得時間によって、見積ＳＮＲは２２０となると考えられる。ＳＮＲは、より長い時間をかけて信号平均化する（例えば、対象が自由に呼吸し、呼吸サイクルの異なるポイントで各取得をゲートしている間）ことによって又は検出領域の体積を増大させる（例えば、直径が約５ｃｍから約１０ｃｍの球を作成する）ことによって、増大させることができる。この比較的短いデータ取得時間（約２０秒から約２分の間など）によって、低い磁場強度を使用するにもかかわらず、ターゲット領域における肺密度の実質的なリアルタイムモニタリングをすることができる。そのような小さい体積（約２５ｃｃから約３０ｃｃ）の空間分解能に関して、肺密度は位置と共に比較的ゆっくりと変化し、結果として、上述の方法に応じて肺開存性を評価するのに必要な肺密度測定値を得るためには低い空間分解能で十分であることに留意する。
【００５９】
上述のように、ポータブル磁気共鳴システム１０は、局所換気量を測定するため、肺機能及び気道開存性を評価するため並びに肺密度を測定する及び／若しくは対象内の間質性肺浮腫をモニタリングするために、非侵襲性装置として使用することができる。シンプルな設計（小さい磁石、勾配コイル無し、電子機器が少ないなど）という点から見ると、ポータブル磁気共鳴システム１０もまたポータブルであり、肺を定量的に評価するための低コスト解決策である。上で議論したように、ポータブル磁気共鳴システム１０は、例えば呼吸困難で苦しむ乳幼児における人工呼吸器設定のタイトレーション(titration)を容易にするために、ＮＩＣＵ環境で使用することができる。これらの環境において、虚脱及び無気肺領域をモニタリングする能力並びにその換気ストラテジーのタイトレーションを用いたユニットの再開における反応は、生き延びるために必要な医療的ケアを大きく改善するとともに、機械的換気の際の肺構造に与えられるダメージを最小限に抑えることができる。さらに、ポータブル磁気共鳴システム１０は、測定モダリティとして核磁気共鳴現象を利用することから、ポータブル磁気共鳴システム１０は、新生児をイオン化放射にさらすことなく局所換気量を測定することが可能である。
【００６０】
また、局所換気量を測定する方法は、さらに、換気ストラテジーに応じて肺ユニット再開の特性に定量的に取り組む方向に転換することができると考えられる。例えば、呼吸窮迫症候群を有する新生児における換気ストラテジーの合理的基礎は、局所換気測定ストラテジー及び呼吸終末陽圧（「ＰＥＥＰ」）のレベル、周期的深呼吸、プラトー圧設定、換気頻度と一回換気量の間の相互作用の管理などの他の変数に基づいて築くことができる。
【００６１】
ポータブル磁気共鳴システム１０は、ＮＩＣＵ以外の設定でも適用可能である。例えば、小児集中治療室（「ＰＩＣＵｓ」）又は一般的な集中治療室（「ＩＣＵｓ」）において、適切な換気を行うとともに人工呼吸器によって生じる肺損傷を防止するために、人工呼吸器の設定を最適調整するための評価ツールとしてポータブル磁気共鳴システム１０を用いることができる。例えば、一つの特定の用途において、急性肺障害（「ＡＬＩ」）及び急性呼吸促迫症候群（「ＡＲＤＳ」）を患う患者の治療において臨床医を助けるために、ポータブル磁気共鳴システム１０をＩＣＵ環境で用いることができる。クリニック又は医局において、ポータブル磁気共鳴システム１０は、嚢胞性線維症患者における局所換気量の測定において有用なツールとなることができ、これにより、特に治療前後の局所換気量を測定することによって、治療の有効性を評価するためのさらに正確な方法を提供する。研究の場において、ポータブル磁気共鳴システム１０は例えば鎌状赤血球病や肺炎研究などの疾患研究を助けるための有用なツールとなることができる。
【００６２】
野戦病院では、ポータブル磁気共鳴システム１０は、負傷兵士の肺損傷を評価するための有用なツールとなることができる。例えば、ポータブル磁気共鳴システム１０を用いて、例えば戦場付近にいる負傷兵士に必要となりうる気胸を検出することができる。通常、気胸の存在は吸入と呼気に応じた肺密度を測定することによって検出することができる。外からの銃弾又は銃弾破片から生じる外傷性気胸では、胸膜腔が、肺からの空気と傷を介して体の外から入ってくる空気の両方で満たされる。したがって、胸腔のほとんどが空気で満たされる。虚脱肺は非常に小さい体積しか占めない。さらに、血胸症がある場合、肺の重力に依存する部分が血で満たされる。
【００６３】
このことに基づいて、ポータブル磁気共鳴システム１０を用いて、気胸及び血胸の両方を検出することができる。気胸は、胸腔内に空気のみしかないと予想される肺の独立領域を調べることによって検出することができる。これらの領域においては、呼吸と共に変化しない非常に低い密度が測定されるであろう。血胸を検出するには肺の依存領域が調べられる。これらの領域においては胸腔内に血液があり、したがって、呼吸と共に変化しない高い密度（正常組織と同様のもの）が測定されるであろう。対照的に、健康な肺組織では、呼吸中に変化する肺密度が測定されるであろう。
【００６４】
ポータブル磁気共鳴システム１０は、肺の特定領域が虚脱／硬化しているか、液体で満たされているか又は過膨張しているか否かを示す機能的測定を提供することによって患者の進行をモニタリングするのに有用である。一例として、ポータブル磁気共鳴システム１０は、肺胞の膨張を引き起こして非常に敏感な肺胞構造にダメージを与え得る過剰な圧力を加えることなく肺胞の健康回復を最大化するために最適人工呼吸器パラメータを決定するのに有用であってもよい。現在、人工呼吸器パラメータの調整は、ベッドサイドで血液ガス測定値を用いてほぼ見ることなく行われているが、しかしながらこれは肺の開存性に直接関係せず、その結果、肺胞を損傷する可能性のある換気パラメータを設定(titrating)する可能性がある。調整可能な人工呼吸器パラメータは、呼吸終末陽圧（「ＰＥＥＰ」）及び最大又はピーク吸気圧（「ＰＩＰ」）を含む。
【００６５】
ＰＥＥＰは、通常、呼気の終わりに存在する、呼吸サイクルのこのポイントで肺胞を開かせ続ける小さい陽圧である。これは、肺胞の表面上で界面活性物質が欠如したＡＲＤＳ及びＡＬＩ患者において重要なパラメータである。界面活性物質は、換気サイクル中に肺胞を開閉し易くする。界面活性物質がないと、一度肺胞が閉じると、肺胞を再度開かせるのに大きな圧力が必要となり、繰り返される開閉によって肺が損傷を受ける可能性がある。特に、繰り返される再開は、肺胞を大きなせん断力にさらす。これらの力はデリケートな肺胞隔壁に作用し、開閉の換気サイクルが多く続くと有害で炎症性の影響を及ぼす（「無気肺損傷」と記述される）。
【００６６】
ＰＩＰは吸入の際に人工呼吸器によって加えられる最大圧である。ＰＩＰの設定が高すぎると、肺は全肺気量（「ＴＬＣ」）を越えて膨張して肺組織を過剰圧力にさらし、これにより過膨張又は気圧性外傷を生じるとともに徐々に肺に損傷を与える。これらのシナリオの何れかは、容易に人工呼吸器誘発肺損傷（「ＶＩＬＩ」）を引き起こす可能性があり、これはしばしば命に関わることもある。
【００６７】
呼吸頻度、呼吸サイクルの割合即ち吸入対呼気などの他の人工呼吸器パラメータの換気量又は肺密度への影響もまた、本発明のポータブル磁気共鳴システム１０を用いて調べることができる。
【００６８】
図５を参照すると、気道の開通において加えられる圧力に応じた即ち人工呼吸器圧力に応じた肺密度の振る舞いを示すプロットが示されている。肺密度対圧力曲線２５の上の線２３は、肺密度対人工呼吸器圧力曲線２５の最大の負の傾きを示す。圧力が増大すると、肺内へ空気が流れ、肺が膨張し、組織密度が減少する。人工呼吸器圧力の増大は、すでに開いている肺胞内のガスの体積を膨張させるだけでなく、本来閉じていた肺胞を回復させることもできる。圧力の増大とともに肺が膨張すると、対象が自発的に吸入できる最大体積であるＴＬＣ体積に達する。肺がＴＬＣを越えて膨張するように人工呼吸器の最大吸気圧（ＰＩＰ）が増大した場合、圧力の増大にともなう肺密度の減少は、肺胞がその弾性限界に達するにつれて戻りが減少することを示す。肺のデリケートな中隔組織は、過膨張すると損傷を受ける可能性がある。この状態は肺胞組織を損傷し、気圧性外傷と呼ばれる。
【００６９】
呼吸サイクルの他端において、人工呼吸器圧力は低下し患者は息を吐き出す。最低人工呼吸器圧力はＰＥＥＰである。ＡＬＩを有する患者においては多くの肺胞がゼロ気道開通圧力以下の虚脱状態であることから、通常、ＰＥＥＰはゼロには設定されない。肺胞虚脱の状態は無気肺と呼ばれる。ＡＬＩを有する対象においては、虚脱した肺胞が開かされたときにせん断力を低下させるのに十分な界面活性物質が肺内になく、したがって、肺胞が虚脱しその後各呼吸で開いたとき、繰り返しのせん断力によって損傷が生じる可能性がある。
【００７０】
本発明のポータブル磁気共鳴システム１０は、人工呼吸器圧力の変化にともなう肺密度の変化を測定することが可能である。人工呼吸器がＰ１のＰＥＥＰ及びＰ２のＰＩＰで動作していると仮定する。ポータブル磁気共鳴システム１０を動作させて、終末吸気（Ｐ２）と終末呼気（Ｐ１）の間の肺密度の変化を測定することができる。これらの値から以下のパラメータを計算することができる。
【００７１】
【数６】
2014523795.tif 000008
【００７２】
ここで、ΔρはＰ２とＰ１の間の肺密度の変化である。このパラメータは、線２４の傾きを測定する。しかしながら、もし、肺を開かせる又はもっと回復させることを望んでＰＩＰをＰ３に増大させた場合、人工呼吸器は圧力Ｐ１とＰ３の間で動作し、傾斜は線２６で示される。傾斜が大幅に減少することから、余分な圧力は戻りが減少し、人工呼吸器は気圧性外傷が生じ得る肺にとって危険な領域で動作していることを示すことができる。一方で、もし、呼吸サイクル中により大きな圧力変化を用いてガス交換を増大させることを望んでＰＥＥＰをＰ１からＰ４に低下させた場合、線２８によって示される減少した傾斜が観測されるであろう。減少した傾斜は、より低いＰＥＥＰ圧力では、圧力の単位変化当たりの肺密度の変化が以前と同様にはならないことを示し、所定圧力より下では肺胞の一部は閉じており反応しないことを示す。この無気肺損傷の可能性の証拠により、このＰＥＥＰの変化は却下されるであろう。
【００７３】
肺密度はＣＴイメージングを用いて決定することができるものの、磁気共鳴密度モニターをＩＣＵ環境で使用することができるとともに、累積暴露に関連する放射線のリスク（ＣＴイメージングの場合のように）を伴わずに肺開存性を頻繁に又は連続的に評価するために用いることができることに留意する。したがって、ポータブル磁気共鳴システム１０は、換気パラメータの最適化に使用するために、実質的にリアルタイムの解釈が容易なデータをＩＣＵのベッドサイドにて安全に提供することができる。さらに、頻繁な又は連続的な換気最適化を提供することにより、ＡＲＤＳ及びＡＬＩなどの疾患に関係する死亡率を減少させるための解決策を提供することができる。また、戦場付近の負傷兵士の気胸を診断するための解決策を提供し、死亡率を低下させることもできる。
【００７４】
また、肺密度を重力の関数として測定するために、肺密度測定及び比較を肺内の異なる領域において実施できることにも留意する。例えば、背臥位の対象において、対象自身への肺の重さによって胸の後方位置に比べて前方位置で肺胞がより大きくストレッチする。血液の静水圧もまた重力依存肺密度に寄与する。したがって、換気パラメータの最適化もまた、体の位置及び重力に依存する可能性がある。異なる領域での肺密度の測定は、以下にさらに記載するように、ＲＦコイルアセンブリ１６及び／又は磁石１２を動かすことによって、あるいは磁石１２によって生成された磁場の侵入深さを調整することによって達成することができる。
【００７５】
したがって、ポータブル磁気共鳴システム１０は、上述の方法と組み合わせて、肺の異なる領域がどのように治療に反応するのかを機能的測定を提供することができ、これにより臨床医は、ＰＥＥＰを調整する際に肺密度が一度も肺胞虚脱を示す最大値を超えて増大しないことを確認するために肺密度をモニタリングすることができるとともに、ＰＩＰを増大させる際に、肺がオーバーストレッチしたことを示す弾性限界に達することなく肺が膨張し続けかつ肺密度が減少し続けることを確認するために肺密度をモニタリングすることができる。ポータブル磁気共鳴システム１０の携帯性により、リアルタイム又はほぼリアルタイムで患者特有タイトレーションを提供するために、例えばＩＣＵ環境においてこれらのパラメータの連続的モニタリングが可能となる。さらに、ポータブル磁気共鳴システム１０の携帯性により、野戦病院環境において、例えば負傷兵士の外傷に関連するＡＲＤＳ（しばしば「ショック肺」と呼ばれる）の治療を助けるために、換気モニタリングの使用が可能となる。
【００７６】
上述のように、ポータブル磁気共鳴システム１０は、ベッドサイドでの間質浮腫のモニタリングに有用でもある。急性肺水腫又は肺胞若しくは肺実質内の過剰液体貯留は、早く治療しなければ命取りとなる。ＡＲＤＳ及びＡＬＩに加えて、肺水腫は心臓性の場合もある（特に、心臓が肺血管系から液体を除去できないことに起因する）。ポータブル磁気共鳴システム１０及び上述の方法を用いることにより、プロトン密度の平均値を得る（したがって周期的換気によるわずかな周期的変化を除去する）ために、選択された肺領域におけるプロトン密度測定値を時間にわたって、例えば数分にわたって平均することができる。この平均値は、次に、肺水腫の時間変化を決定するために前回の平均値と比較することができる。特に、肺の耐部分はガスであることから、平均検出信号のどのような変化もプロトン密度又は肺水（組織及び血液）画分の変化に起因することとなる。場合によっては、平均密度測定値は、肺水腫の変化をモニタリングするために、数時間毎の時間範囲で比較することができる。
【００７７】
同様の方法を用いて、治療中に肺炎及び病気の進行又は衰退をモニタリングするために、ポータブル磁気共鳴システム１０を非侵襲性装置として用いることができる。さらに、ポータブル磁気共鳴システム１０は、危機的でない状況での肺疾患の診断を補助することができる。例えば、肺体積の関数として局所プロトン密度を測定することによって、一定の局所肺コンプライアンスを提供することができる。肺コンプライアンスの増大は肺気腫と関連付けることができ、一方で肺コンプライアンスの減少は間質性肺疾患と関連付けることができる。
【００７８】
図６を参照すると、ポータブル磁気共鳴システム１０の一実施形態において、新生児集中治療室（「ＮＩＣＵ」）内の乳児でもよい対象３０に超偏極ガスが与えられ、超偏極ガスから磁気共鳴信号を取得するためにポータブル磁気共鳴システム１０が作動する。一例として、超偏極ガスはヘリウム−３やキセノン−１２９などでもよい。超偏極ガスはカニューレ３２を用いて対象３０に与えられてもよい。代替的な実施形態では、超偏極ガスはマスクによって導入されてもよい。
【００７９】
上で議論したように、ポータブル磁気共鳴システム１０のこの実施形態は、対象３０によって吸い込まれる又は吐き出されるガスの磁気共鳴信号を測定することによって局所換気量の直接的定量的測定が可能となる、という利点がある。一方で、この実施形態は、超偏極ガスの使用を必要とし、そのような造影剤を使用する場合と共通の欠点がある。
【００８０】
超偏極ガスは、例えば測定環境に隣接した位置又は測定環境から遠く離れた位置にあってもよいレーザポラライザによって提供することができる。超偏極ガスを使用することによって、ポータブル磁気共鳴システム１０は、大きな磁場を必要とせずに肺換気量の高感度測定を実行することができる。場合によっては、濃縮キセノンガスを用いてもよく、これによりＳＮＲをさらに増大させることができる。また、超偏極ガスは無害であるので、対象に害を与えずに繰り返しの長期的測定を行うことができることに留意する。超偏極ガスは、吸い込まれた酸素の画分を大きく変えることなく、各測定値を取得する前にカニューレ３２又はオプションの筐体１８に与えることができる。この供給方法は、ポータブル磁気共鳴システム１０の部品が対象と接触する必要がないという事実と合わせて、換気機能を正確に評価するための低侵襲方法を提供する。
【００８１】
ＮＩＣＵ内の乳児は大抵の場合プラスチックの筐体１８又は保育器内に配置されているので、ポータブル磁気共鳴システム１０は、磁石１２が筐体１８の外側又は内側の何れかとなるよう構成することができる。磁石１２を筐体１８内に配置する場合、磁石１２は筐体１８内に完全に包まれるよう十分小さいサイズとされる。磁石１２を筐体１８内に位置決めする場合、磁石１２は、筐体１８に取付けられてもよい機械的補助マウント（非図示）又は筐体１８を入口ハッチ（非図示）を通って貫通する独立型マウントに連結することができる。磁石１２を筐体１８の外側に配置する場合、磁石１２のサイズは通常制限されず、これによってより大きな均一領域を与える磁石設計が許容される。このことは、ヘルムホルツコイルが一つの半径の長さだけ離れているときにヘルムホルツペアの最適磁場均一性が得られることから、ヘルムホルツペア構造において特に有用である。場合によっては、外部磁石構造は、筐体１８が磁石１２によって強く引きつけられ得る物体に対して物理的バリアを提供することができるので、より安全なアプローチであると考えられる。
【００８２】
より小さい外部磁石１２を採用した場合、筐体１８は、磁石１２と乳児の間にシールドを提供するためにそしてさらに乳児の胸に対して磁石１２を近づけて配置するために、カバー部（非図示）を含むことができる。例えば、カバー部は適切な磁石配置のためのくぼみを含むことができ、乳児の胸がくぼみのすぐ近くにくるように乳児をそれに応じて動かすことができる。
【００８３】
上で議論したように、本発明の方法は換気法を提供するために使用することができる。特に、異なる位置でとられた複数の測定値を分析して局所換気不均一度を決定することができる。この相対測定に加えて、絶対局所換気体積、又は局所換気体積の機能的残気量（「ＦＲＣ」）体積に対する比を測定することができる。換気肺体積の較正のためのプロトコルは、キセノン−１２９ガスの一定量が各呼吸に供給されるような上述の方法に応じた一回の呼吸停止実験及び人工呼吸器呼吸実験の両方を考慮する以下の論理に基づき実現することができる。肺内の超偏極ガス信号が低い磁場（例えば約０．５Ｔより低い）において元来長いＴ２*値を有するとともに磁石１２の不均一場がＴ２*値を約一ミリ秒程度の値にまで人工的に短くすることから、観測される信号強度はガスの量、偏極レベル、ＲＦパルスによる磁化損失及びＴ１に比例する。両タイプの実験は、以下に概説する手順にしたがって較正することができる。各実験について、多重ＲＦ励起が実行され、自由誘導減衰（ＦＩＤ）又はスピンエコートレインからの信号の何れかが測定される（信号の処理は何れの場合も同じ）。上述したように、スピンエコートレインはＳＮＲを向上させるために用いてもよい。当業者にとって周知であるように磁気共鳴信号を分析するためのさまざまな方法が存在する。一例として、処理される信号を定義する第一の方法は、ＦＩＤの初期測定振幅である。別の定義は、特定バンド幅についての周波数スペクトルにわたる積分強度である。ｎ回の励起が存在する特定の実験について、この処理信号はＳ（ｎ）で示される。
【００８４】
サンプル負荷の影響を信号の処理の際に含んでもよいが、しかしながらこれは低磁場での動作により高磁場ＭＲＩに比べて低周波数にて大幅に減少することから不要としてもよいことに留意する。サンプル負荷の影響はロードされた及びアンロードされたＲＦコイルの反射係数測定値から決定することができる。
【００８５】
一回の呼吸停止実験において、多重小フリップ角励起、S(ｎ)から信号減衰曲線からＴ１及び磁化損失をともに測定することができる。偏極レベルは使用前に独立して測定することができる。したがって、もはやｎには依存しない補正信号強度は、ターゲット視野（「ＴＦＯＶ」）におけるガス磁化(gas magnetization)に比例する。この補正信号はＳｃで示される。この測定は異なるターゲット領域から得られたときに単独で局所換気の相対的測定を提供する。特定の磁石幾何学的形状によって調べられた体積を確かめるために、ＴＦＯＶを事前フィールドマッピング測定値から決定することができる。Ｓcを絶対体積に変換することを可能とする較正定数Ｋはファントム実験から決定することができ、Ｋ＝Ｓc（ファントム）／ＴＦＯＶで与えられる。ＴＦＯＶ全体が調べられていることを確実にするために、ファントムはＴＦＯＶよりも大きい体積を含むことができる。
【００８６】
連続呼吸実験では、キセノン−１２９磁化(xenon-129 magnetization)のわずかな量が超偏極ガス容器からのボーラスとして各呼吸（ＡXe）中に投入され、ここでＡXeは磁化のユニットである。一回換気量（「ＶＴ」）の各吸入において、吸入の終わりまでに一様な混合が生じると考えられる。その後、ＶＴの呼気の際にキセノン磁化の一部が吐き出される。ｎ回の呼吸の後、キセノン−１２９ガスの磁化濃度(magnetization concentration)（単位体積当たりの磁化のユニット）が下の式で与えられることが帰納的に示される。
【００８７】
【数７】
2014523795.tif 000009
【００８８】
ここで、ＦＲＣは機能的残気量であり、α＝ＦＲＣ／（ＦＲＣ＋ＶＴ）である。呼吸の回数が十分多いとき（ｎ→∞）、定常状態濃度［129Ｘｅ］（∞）は以下の式で与えられる。
【００８９】
【数８】
2014523795.tif 000010
【００９０】
Ｔ１とＲＦ喪失による信号損失を含もうとする場合、一番早い解決法は、ＲＦパルス繰り返し時間（「ＴＲ」）と同期した呼吸サイクルの均一時間間隔の仮定を用いて見つけることができる。この場合、βは、ＴＲの間のＲＦ喪失及びＴ１減衰をとおして生じる部分信号損失を示すとする。これを考えると、上式においてαをαβで置き換えることができる。簡単化のため、本明細書ではＲＦパルスが呼吸と同期がとられた場合について記載する。しかしながら、平均ＲＦ喪失損失は、ＲＦパルスが呼吸と同期がとられていなくとも計算することができる。測定された定常状態信号、ＳSSは、以下の式で与えられる。
【００９１】
【数９】
2014523795.tif 000011
【００９２】
ここで、ＶEEは呼気の終わりにおける関心領域内の超偏極ガスの体積、Ｋは上述の呼吸停止実験における較正定数である。式（８）を式（９）に代入し、項を整理し直すことによって、以下の式が得られる。
【００９３】
【数１０】
2014523795.tif 000012
【００９４】
式（７）を用いることで、ｎに対してキセノン−１２９信号の立ち上がりに適合させることでαβが得られる。したがって、定常状態磁化濃度信号、ＳSS、の測定から、局所終末呼気体積の全肺機能的残気量に対する比を得ることができる。もし、連続的呼吸実験に加えて簡潔な呼吸停止実験を実施することも可能であれば、ＶEE及びＦＲＣの実際値を得ることができる。静的呼吸停止実験から、超偏極ガスの既知の体積を含む小さいファントムからの測定を、信号強度と局所ガス体積の間の絶対較正として用いることができる。吸入されたガスの変化する偏極レベルに起因する不確定さを効率的に除去するために、対象の肺における長期的測定をファントムからの測定と比較することができる。また、偏極ガスが特定領域を換気する場合には検出信号のみが存在することとなるので、処理中に周辺組織からの信号寄与を差し引く必要はないことに留意する。キセノンは組織内に溶解するものの、溶解フェーズ／組織信号はガスフェーズ換気信号に比べると無視できるものである。
【００９５】
本発明のポータブル磁気共鳴システム１０の異なる実施形態について記載してきたが、ここでポータブル磁気共鳴システム１０の動作の一般的方法並びにポータブル磁気共鳴システム１０を用いて取得された磁気共鳴信号から局所肺換気量及び肺密度などの定量的メトリックスを生成する一般的方法に注目する。
【００９６】
使用において、ポータブル磁気共鳴システム１０は、ポータブルな、肺組織と関連する水プロトンの存在及び超偏極ガスが対象の肺の領域内に吸入された後の超偏極ガスの存在を検出することが可能な磁気共鳴分光計として機能する。図７を参照すると、本発明のポータブル磁気共鳴システム１０を用いて対象の肺の特性を示す定量的メトリックを生成する方法の一例のステップを説明するフローチャートが示される。該方法は、通常、プロセスブロック７０２に示すように、磁石１２の構造の外部にあるターゲット領域内で均一な外部磁場、Ｂ0、を生成するために、ポータブル磁気共鳴システム１０の磁石１２を対象の近傍に位置決めすることを含む。特に、外部磁場が対象の肺のターゲット領域内に突出するよう磁石１２を位置決めする。続いて、プロセスブロック７０４に示すように、ＲＦコイルアセンブリ１６の一部を構成するＲＦコイルをターゲット領域の近くに位置決めする。オプションで、プロセスブロック７０６に示すように、対象から磁気共鳴信号を取得する前に、超偏極ガスのボーラスを吸入を介して対象の肺内に導入してもよい。
【００９７】
次に、ステップ７０８に示すように、ＲＦコイルを用いて適切に調整されたＲＦ励起パルスを生成することによって、ターゲット領域内でスピンを励起する。肺組織及び血液内の水プロトンから磁気共鳴信号を取得するためにポータブル磁気共鳴システム１０を動作させている場合には、ＲＦ励起パルスを水のラーモア周波数に合わせる。しかしながら、超偏極ガスを対象に与えた場合には、磁気共鳴信号が超偏極ガスから得られるよう、ＲＦ励起パルスを使用超偏極ガスのラーモア周波数に合わせる。次に、ステップ７１０で示すように、ＲＦ励起に反応する磁気共鳴信号を取得する。ステップ７１２で示すように、取得された磁気共鳴信号から対象の肺の特性を示す定量的メトリックを計算する。例として、定量的メトリックは、局所肺換気量又は肺密度でもよい。オプションで、多数の位置において測定を行うことによって定量的メトリックを示す画像を生成してもよい。そのような画像において、各個別の測定は画像内の単一ボクセルとして表されるであろう。したがって、この画像内のボクセルのサイズは、肺特性測定が行われる関心領域のサイズとなるであろう。例えば、測定された肺換気量又は肺密度によってボクセル値が決定される画像を生成してもよい。しかしながら、ポータブル磁気共鳴システム１０は、測定値が得られる関心領域と同等の空間分解能を用いて局所肺換気量又は肺密度の測定値を生成することから、そのような画像は、従来の磁気共鳴画像と比べてボクセルの数が制限されるか又は空間分解能が非常に粗くなるであろう。
【００９８】
決定ブロック７１４で示すように、これらのステップを繰り返すことができる。例えば、磁気共鳴信号を、異なる吸入体積において、異なる換気圧において又は他の生理学的パラメータと同期して取得することができるとともに、密度測定値をこれらの異なるパラメータごとに比較することができる。したがって、ステップ７１６で示すように、追加の信号取得を実施する場合、これらの取得はオプションで、上述のパラメータの一つなどの生理学的トリガーによって引き起こされてもよい。例えば、これらの異なる体積での自由誘導減衰（「ＦＩＤ」）信号の強度又は振幅の相対的変化は、プロトン密度の変化を反映する。特に、信号データ取得は、完全吸気及び完全呼気時などにおいて対象を換気する人工呼吸器に応じてゲートすることができる。また、ゲーティングを行うことで対象はデータ取得中に呼吸を停止す必要がなくなる。その後、吸気と呼気の間のプロトン密度測定値を比較することにより、どれだけ肺が換気されたかを示す定量的指標を提供する。場合によっては、この比較は、肺密度の既知の変化率に基づいて評価することかできる。例えば、健康な対象においては、肺密度は、残気量（「ＲＶ」）から全肺気量（「ＴＬＣ」）にいくときに四倍変化することが知られている。また、健康な対象におけるＲＶと機能的残気量（「ＦＲＣ」）間並びにＦＲＣとＴＬＣ間の肺密度には顕著な変化が見られる。さらに、肺水腫の増大又は減少を決定するために、プロトン密度の経時的変化を比較することができる。対象の特定領域における肺密度又は換気量は、対照の肺の他の領域との比較に用いることができる既知の対照の役割を果たすことができる。
【００９９】
ポータブル磁気共鳴システム１０のいくつかの実施においては、ポータブル磁気共鳴システム１０の使用中に磁石位置調整を自動調整する（例えば磁石１２間の距離を調整又は磁石１２同士の相対角度を回転により調整する）ために、例えばワークステーション４８において磁石位置決めツール（非図示）を用いてシミュレーションプログラムを用いることができる。患者によって筋肉量、脂肪量及び体の表面上の他の組織の量が異なることから、患者の外表面と肺の始まりとの間の距離はさまざまである。したがって、磁石１２間の距離を大きくすることによって磁石表面からターゲット領域の距離が大きくなり、逆もまた同様である。場合によって、肺実質に達するために必要な磁石表面からターゲット領域までの距離は、超音波プローブを用いて肺実質が始まる位置の深さを調べることによって決定することができる（特に、肋間及び胸膜軟組織と肺との間の境界を適切に定めるため）。次に、磁石位置決めツールを用いて、全検出領域が肺内に位置するよう超音波プローブ深さに達するために検出領域の外縁を位置決めすることができる。この超音波法と組み合わせて、ＳＮＲを連続的にモニタリングしながら、検出領域が胸部内にあるときを決定するための基本的な方法を用いて磁石１２を調整する（例えば、磁石を患者の胸に近づけることによって）。ＳＮＲの急激な低下は、検出領域が胸部内に位置したことを示す。
【０１００】
ポータブル磁気共鳴システム１０の設計時に検討すべき問題の一つは、ＲＦコイルが低い周波数であるにもかかわらず（即ち、約２ＭＨｚより低い）、外部からのＲＦノイズの結合が大きくなる可能性があり、したがってＳＮＲの大幅な減少をもたらす可能性がある。ノイズの性質は、通常、広帯域成分（即ちホワイトノイズ成分）及び狭帯域成分（即ちスプリアスノイズ成分）の両方を含む。
【０１０１】
典型的なＭＲＩスキャナでは、これらのノイズ源はＭＲＩシステムをＲＦ遮断室内に配置することによって除去される。しかしながら、このような配置は、ポータブル磁気共鳴システム１０を用いる環境、例えばＮＩＣＵ、ＩＣＵ、野戦病院又は戦場避難車などにおいては不便であり非実用的である。したがて、ポータブル磁気共鳴システム１０のＲＦコイルアセンブリ１６はノイズキャンセルＲＦコイルを利用することができる。また、一部のＮＩＣＵ又はＩＣＵ環境は、ポータブル磁気共鳴システム１０のための専用のＲＦ遮断室を採用してもよいと考えられ、これにより追加のＲＦ遮断技術が不要となるとともに特に磁気共鳴安全ゾーンが区別される。これらの場合において、対象はポータブル人工呼吸器が装着されたままＲＦ遮断室へ移動されてもよい。
【０１０２】
一例において、ノイズキャンセルコイルは単一８の字状コイルとして作成されてもよい。別の実施形態において、ノイズキャンセルコイルは互いに１８０度位相がずれた二つのコイルとして作成されてもよい。一部の状況においてはコイルの複数セットを用いてもよい。アナログ的にいうと、この引き算は適切にコイルを直列に配線する（８の字状コイル構造など）又は適切なスケーリング及び位相シフトが行われた後に二つのコイルからの出力を組み合わせることによって実施することができる。そのようなアナログな方法は、約２パーセントレベル（４０ｄＢ減少）までの減少を達成することが可能である。これは最大ノイズキャンセルには十分でない場合もあるので、後処理アルゴリズムの使用を許可するデジタルな方法を用いてより良いノイズキャンセル性能を達成することができる。
【０１０３】
「デジタル」ノイズキャンセルを代表する別の実施形態では、図８に示すように、二つのコイルセットがマルチチャンネル分光計システムと連動する。「信号コイル」８２と呼ばれる一つのコイルは磁気共鳴信号及び環境ノイズを検出し、「ノイズリファレンスコイル」８４と呼ばれる別のコイルがほぼ環境ノイズのみを検出する。図８４に示すノイズリファレンスコイル８４は三つの直交するコイルを含む。原則として、ノイズリファレンスコイルで受信した信号から信号コイルで受信した信号を引き算することによって、望ましくない干渉を除去することができる。この引き算は分光計の処理システム内で行うことができる。この複数コイルセット構造の一例において、二つのコイルセットがノイズキャンセルシステムに採用される。第一のコイルセットは磁気共鳴信号反応の検出に用いられる単一コイル又は複数のコイルを含む信号コイルセットである。第二のコイルセットは環境からの周辺ノイズの検出に用いられる単一コイル又は複数のコイルを含むノイズリファレンスコイルセットである。各個別のコイルはマルチチャンネル電子システム又は分光計によって同時にサンプルされる。別の構造では、ノイズリファレンスコイルは、コイルの軸が直交空間方向に沿って配向された二以上のコイルを含んでもよい。
【０１０４】
本発明の一側面によれば、以下のアルゴリズムを実行することにより、アクティブノイズキャンセルを最適化する、ノイズリファレンスコイルから測定されたリファレンスノイズと信号コイルから測定された測定信号との間の伝達関数を決定することができる。信号コイル及びノイズリファレンスコイルからの信号を考慮すると、ムル値チャンネル検出器を用いてノイズ信号を磁気共鳴信号とともに同時に獲得することができる。この場合、Ｓは、磁気共鳴信号、ジョンソンノイズ、環境ホワイトノイズ及び環境スプリアスノイズを含むコイルから測定された全信号（即ち電圧で）である。磁気共鳴信号はＦで表される。ジョンソンノイズ（Ｎu）はコイル間で常に無相関である。一方、環境ノイズ（Ｎc）はコイル間で常に相関性がある。便宜上、ホワイト及びスプリアス環境ノイズを一緒にグループにしてもよい。したがって、二つのコイルを用いる構成において、信号コイルからの全信号は以下の式で与えられる。
【０１０５】
【数１１】
2014523795.tif 000013
【０１０６】
一方、ノイズリファレンスコイルからの信号は以下の式で与えられる。
【０１０７】
【数１２】
2014523795.tif 000014
【０１０８】
そして、ノイズの引き算を用いて処理された信号は以下の式で与えられる。
【０１０９】
【数１３】
2014523795.tif 000015
【０１１０】
ここで、相関ノイズは、複素係数βを用いて二つのコイル間で別々に拡大縮小される(scaled)（大きさ及び位相）と仮定する。Ｓ3は、Ｓ2を複素スケーリング係数αで拡大縮小することによって得られた所望信号である。一般性の喪失なしに、Ｓは、時間又は周波数の関数でもよい。ノイズを減少させることは、ひいては最小二乗最小化問題であり、αの解はＡを最小化することによって得られる。
【０１１１】
【数１４】
2014523795.tif 000016
【０１１２】
Ａの評価において生成された交差項（ＮuｘＮc，Ｎu1ｘＮu2）は全成分（Ｎu及びＮc）が無相関であるならばゼロになる。これにより、α＝ρｅiφの大きさ（ρ）及び位相（φ）が以下の式で与えられる。
【０１１３】
【数１５】
2014523795.tif 000017
【０１１４】
以上のことを踏まえると、当然ながらαは１／βに等しくない。さらに、相関ノイズがゼロから増大するにつれて、大きさは０から１に及ぶ。別の所見として、交差項（ＦｘＮu，ＮuｘＮc）はランダム因子を伴うことから十分に小さいので、上述のアルゴリズムは信号又はスプリアスノイズが存在する場合にも機能してもよい。信号とスプリアスノイズ成分の間に相関がある場合は例外である。このことは、最低でも較正スキームは機能することを示唆する。したがって、αを磁気共鳴信号の取得前にとられた測定値によって較正してもよく、次に較正後のαがＳ3のリアルタイム計算に適用される。さらに、一部の実施において、周波数依存複素係数又は異なる方向に配向したノイズリファレンスコイル（例えば、環境ノイズを完全に特徴付けるため）を実施してもよい。したがって、そのような実施においては、計算を周波数領域内で実行してもよい。
【０１１５】
理論的には、同じ構造の二つのコイル（特に、信号及びリファレンスコイル）を用いた場合、ジョンソンノイズ電力は常に二倍となる。これは、ノイズキャンセルがＳＮＲにおいてルート２だけ損をすることを示唆する。しかしながら、以下の二つの方法は、これが事実ではないことを示唆している。第一に、上述の決定性アルゴリズムは環境ノイズの強度の関数として拡大縮小する。Ｎc→∞となるとＳ3のジョンソンノイズ電力は二倍となるが、Ｎc→０となるとα＝０となりジョンソンノイズ電力は二倍にはならない。図９は、相関ランダムノイズ対無相関ランダムノイズ比の関数としてのノイズペナルティ係数（ΔＳ3／ΔＮ1に関して）の数値計算を示す。図９に示すように、ノイズペナルティ係数は、相関ノイズの量が増大するにつれて１からルート２まで変化する。第二の方法は、信号コイルよりも断面積が大きいノイズリファレンスコイルを用いる方法である。したがって、ノイズリファレンスコイルにおける環境ノイズ対ジョンソンノイズ比はより大きくなり、ノイズリファレンスコイルからのジョンソンノイズの寄与はＳ3において比例して減少する。
【０１１６】
もし実用的な理由からポータブルＭＲ装置に大きなコイルを用いることが難しい場合には、同じ効果を達成するために追加のコイルを追加することができる。しかしながら、より大きいコイルは、複数コイル設計に比べて電力が異なる。例えば、大きいコイルが信号コイルの四倍大きい面積を有する場合、環境ノイズ電力は八倍増加するが、ジョンソンノイズ電力は同じままである。したがって、補正信号（Ｓ3）における寄与を計算すると、ジョンソンノイズ電力は８分の１しか増大していない。一方で、各々が信号コイルと同じ面積を有する四つのノイズリファレンスコイルを用いた場合、総合環境ノイズ電力は、総合ジョンソンノイズ電力よりも四倍に増大する。さらに、信号及びノイズリファレンスコイルが異なるサイズ又は構造である場合、二つのコイルのバンド幅は異なることに留意する。これらのバンド幅が知られると、上述のノイズキャンセルアルゴリズムの前の、各コイルからの信号がバンド幅反応によってデコンボリューションされる第一ステップを含むことができる。
【０１１７】
したがって、上述のノイズキャンセルアルゴリズムを二つの磁気共鳴検出器（特に、信号コイル及びノイズリファレンスコイル）とともに用いることによって、ＲＦ遮断室を必要とすることなくポータブル磁気共鳴システム１０を使用することができる。これらの技法は、さらに他のポータブル磁気共鳴装置や環境ＲＦノイズに対して敏感な他の電子ＲＦ器具類にも適用することができる。
【０１１８】
本発明について一以上の好ましい実施形態の観点で記載した。当然のことながら、本明細書に明確に記載したものだけでなく、多くの同等のもの、代替のもの、バリエーション及び修正もまた可能であり本発明の範囲内である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【国際調査報告】
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