(57)【要約】【課題】　勾配スルーレートの増大と末梢神経刺激の低減とを可能にする勾配コイルを提供する。【解決手段】　磁気共鳴イメージングシステム（１０）の勾配コイル組立体（１３９）は、第１の撮影領域内で第１の勾配磁場を発生するように構成された第１の勾配コイル（１９０）と、第２の撮影領域内で第１の勾配磁場と直交する第２の勾配磁場を発生するように構成された第２の勾配コイル（１７０）と、複数の撮影領域内で第１の勾配磁場及び第２の勾配磁場と直交する第３の勾配磁場を発生するように構成された第３の勾配コイル（１８０）とを備える。【選択図】　　　図４
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
　第１の撮影領域内で第１の勾配磁場を発生するように構成された第１の勾配コイル（１９０）と、
　第２の撮影領域内で前記第１の勾配磁場と直交する第２の勾配磁場を発生するように構成された第２の勾配コイル（１７０）と、
　複数の撮影領域内で前記第１の勾配磁場及び前記第２の勾配磁場と直交する第３の勾配磁場を発生するように構成された第３の勾配コイル（１８０）と、
を備える磁気共鳴イメージングシステム（１０）の勾配コイル組立体（１３９）。
【請求項２】
　単一の撮影領域内で第１の勾配磁場を発生するように構成された第１の勾配コイル（１９０）と、
　少なくとも１つの撮影領域内で前記第１の勾配磁場と直交する第２の勾配磁場を発生するように構成された第２の勾配コイル（１７０）と、
　複数の撮影領域内で前記第１の勾配磁場及び前記第２の勾配磁場と直交する第３の勾配磁場を発生するように構成された第３の勾配コイル（１８０）と、
を備え、
　前記第１の勾配コイル（１９０）と前記第２の勾配コイル（１７０）の少なくとも一方が単一のコイルだけを備え、前記第３の勾配コイル（１８０）が前記複数の撮影領域を発生するように構成された複数のコイルを備えることを特徴とする磁気共鳴イメージングシステム（１０）の勾配コイル組立体（１３９）
【請求項３】
　磁気共鳴イメージングシステム（１０）の勾配磁場パルスシーケンス持続時間を低減するシステムであって、
　該システムが前記磁気共鳴イメージングシステム（１０）の勾配コイル組立体（１３９）を含む磁気共鳴イメージングシステム（１０）を備え、
　前記磁気共鳴イメージングシステムが、
　第１の撮影領域内で第１の勾配磁場を発生するように構成された第１の勾配コイル（１９０）と、
　第２の撮影領域内で前記第１の勾配磁場と直交する第２の勾配磁場を発生するように構成された第２の勾配コイル（１７０）と、
　複数の撮影領域内で前記第１の勾配磁場及び前記第２の勾配磁場と直交する第３の勾配磁場を発生するように構成された第３の勾配コイル（１８０）と、
を備えるシステム。
【請求項４】
　前記第１の勾配コイル（１９０）、第２の勾配コイル（１７０）、及び第３の勾配コイル（１８０）が、それぞれＺ軸勾配コイル、Ｘ軸勾配コイル、及びＹ軸勾配コイルを備える請求項１または３に記載の発明。
【請求項５】
　前記第１の勾配コイル（１９０）と前記第２の勾配コイル（１７０）の少なくとも一方が、単一の勾配コイルだけを備える請求項１または３に記載の発明。
【請求項６】
　前記複数の撮影領域が、ワイド撮影領域とズーム撮影領域とを含む請求項１または３に記載の発明。
【請求項７】
　磁気共鳴イメージングシステム（１０）の末梢神経刺激を低減するシステムであって、
　該システムが前記磁気共鳴イメージングシステム（１０）の勾配コイル組立体（１３９）を含む磁気共鳴イメージングシステム（１０）を備え、
　前記磁気共鳴イメージングシステムが、
　第１の撮影領域内で第１の勾配磁場を発生するように構成された第１の勾配コイル（１９０）と、
　第２の撮影領域内で前記第１の勾配磁場と直交する第２の勾配磁場を発生するように構成された第２の勾配コイル（１７０）と、
　複数の撮影領域内で前記第１の勾配磁場及び前記第２の勾配磁場と直交する第３の勾配磁場を発生するように構成された第３の勾配コイル（１８０）と、
を備えるシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
　本発明の分野は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）イメージング法及びシステムである。より具体的には、本発明は、勾配スルーレートの増大と末梢神経刺激の低減とを可能にする勾配コイルを形成するための方法及び装置システムに関する。しかしながら、本発明は、他の同様な用途にも適用可能なことは理解されるであろう。
【背景技術】
【０００２】
　ＭＲ断層撮影法は、生体被検体の身体内部の画像を収集する公知技術である。この目的のために、勾配コイルにより発生される高速に切り換えられる大きな振幅の勾配磁場が、静止基本磁場に重畳される。ＭＲ画像を生成するプロセスにおいて、勾配磁場の切り換えによって生体被検体内に刺激を誘引する可能性がある。被検体に影響を与える勾配磁場は、経時的に変化する磁束密度によって特徴付けられる。経時的に変化する磁場は、被検体内に渦電流又は誘導電流を発生する。これらの性質は、主として微細な構造体の形状及び大きさに応じて決まる。被検体内の組織との電磁的相互作用により、これらの電流は、例えば細胞における電位のような生理的電流に影響を及ぼす。全ての細胞は静止電位を有する。静止電位において、細胞の全ての膜電流は均衡している。例えば外的影響により細胞内に誘導される追加的な膜電流によって膜電位が減極された場合には、これが活動電位として知られる電位変化を引き起こす。活動電位を作動させる電位は、閾電位と呼ばれる。閾電位において、膜電流の均衡が変化する。一時的に付加的な電流が生じ、これが細胞膜を減極する。活動電位には活動が伴う。従って、例えば筋肉繊維の各収縮には筋肉繊維内の活動電位が伴い、感覚刺激に対する感覚細胞の各反応は、活動電位によって中継される。従って、活動電位の誘引により、切り換えられた勾配磁場が被検体に不快な刺激を与えることになる恐れがある。
【０００３】
　上述の患者に与える生理学的影響に起因して、勾配磁場についての最大勾配振幅及び切り換え速度（スルーレート）に制約が設けられる。上述のように、経時的に変化する磁場は導電性物質内に電流を誘導し、急速に変化する磁場勾配は、撮像される患者に電流を誘導する可能性がある。ある条件下では、これらの誘導電流が神経を刺激する場合があり、この現象は末梢神経刺激（ＰＮＳＴ）として知られている。従って、人間の患者に使用されるあらゆるＭＲＩも、ＦＤＡ規則に従う１つ又はそれ以上の磁場振幅及び変化率制限に適合しなくてはならない。従って、現在のＭＲＩシステムでは、起こり得る最悪の状況を想定し、これに従って勾配スルーレートの大きさを制限している。
【０００４】
　勾配磁場の変化率に関して設けられた大部分の生理学的制限値は、単一の固定値ではない。この制限値は、「遷移時間」（すなわち、勾配磁場の変化が生じる時間間隔）の関数として変化する。遷移時間が短くなるにつれてより高い変化率（すなわちｄＢ／ｄｔ）が許容される理由は、神経細胞の電気的感受性が周波数の増加と共に低下するという事実に関係している。Ｊｏｈｎｓ　Ｈｏｐｋｉｎｓ　Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ　Ａｐｐｌｉｅｄ　Ｐｈｙｓｉｃｓ　ＬａｂのＪ．Ｐ．Ｒｅｉｌｌｙは、神経細胞の応答をモデル化して、末梢神経への刺激（ＰＮＳＴ）及び心臓神経刺激のｄＢ／ｄｔ閾値をｄＢ／ｄｔ及びパルス持続時間の関数として予測する方程式を作り出した。心臓神経刺激はＰＮＳＴの約１０倍のｄＢ／ｄｔレベルで起こり、従って広い安全マージンが実現されることに留意されたい。レイリー曲線として知られるレイリーＰＮＳＴ方程式は、ｄＢ／ｄｔに関するＦＤＡの生理学的制限の基礎となっている。
【０００５】
　人間への使用が意図された全ての勾配コイル設計は、レイリー方程式によって与えられた生理学的制限を有することになる。しかしながら、制限を与えるスルーレートは、コイルの有効長によって決まることになる。生理学的スルーレート制限は、レイリー制限を勾配コイルの有効長Ｌで除算することによって求められる。有効長Ｌは必ずしも実際のコイル長ではない点に留意すべきである。有効コイル長は、勾配コイル内に見出されるミリテスラ（ｍＴ）で表した最大磁場強度を、印加される勾配強度で除算した比（ｍＴ／ｍ）である。有効コイル長は、長さの単位を有するが、コイル内のどのような物理的寸法にも関係しない。これは勾配コイルのアイソセンタから最大磁場変化の位置までの距離と混同するべきではない。最大磁場強度は、勾配コイル軸により生成された磁場の３つの成分全てのベクトル総和として定義される。
【０００６】
　これらの神経刺激を予測する公知の方法が存在する。刺激をモニタするこれらの方法の１つは、いわゆる「ｄＢ／ｄｔモデル」に基づく方法である。この方法においては、ＭＲ断層撮影プロセスにおいて生じる、勾配磁場の磁束密度の経時的変化値（ｄＢ／ｄｔ値）がチェックされモニタされる。最大許容ｄＢ／ｄｔ値は、対応する勾配コイルを用いた刺激検査によって得られ、或いはＦＤＡのような規制機関により厳しく指定された制限値から得られる。
【０００７】
　選択された勾配構成についての刺激の開始は、基本的には測定シーケンスのタイプによって決まる。従来の測定シーケンスと高速測定シーケンスとして知られるシーケンスとを区別する必要がある。従来の測定シーケンスは、通常、１０乃至２０ミリテスラ／メートル（ｍＴ／ｍ）の中程度の勾配強度及び約１ミリ秒の切り換え時間の場合、４０乃至５０ｃｍの直線体積において例えば５％の、有限の直線体積内における勾配磁場の高度の直線性を必要とする。しかしながら、高速測定シーケンスについては、例えば２０乃至４０ｍＴ／ｍという高い勾配が非常に高速度で切り換えられる（切り換え時間、約１００乃至５００マイクロ秒）。勾配磁場の経時的に変化する磁束密度は、被検体内に電流を誘導し、これが被検体の神経刺激を引き起こす可能性がある。より速い時間変化、すなわち勾配磁場のより速い切り換え時間とより大きな値の磁束密度とにより、誘導される電流は一層大きくなり、神経刺激が起こる可能性が増大する。直線体積の周縁及び外側において、絶対項内の値が最大に達し、ここで最大磁場偏位又は移動が起こる。勾配と切り換え時間の大きさに関する要求を限定すれば、より小さな直線体積を備えた勾配コイルを使用することによって、磁場偏移を低減することができ、従って刺激の危険性も低減することができる。このように高速測定シーケンスにおいては、典型的には４０乃至５０ｃｍの直線体積を例えば２０ｃｍまで下げることができる。高速測定シーケンスのための上記の特徴を備えた勾配コイルは、従来の全身の用途には適さないが、米国特許第４，１６５，４７９号に記載されたような、及びターボスピン法として知られた高速ＭＲイメージング技術には好適である。
【０００８】
　英国特許出願第２，２９５，０２０号は、１つのコイル本体内に高速測定シーケンスのための勾配コイルと従来の測定シーケンスのための活性可能な勾配コイルとを結合したモジュール勾配コイルシステムを記載している。高速測定シーケンスのための勾配コイルは、小さな直線体積を有し、大きな勾配を有する勾配磁場の高速切り換えを可能にする。２つのコイルの協働動作において、この勾配コイルシステムは、従来の測定シーケンスのための大きな直線体積を有し、低速切り換えられる勾配磁場と所定の小さな勾配とを有する。このことは、高速測定シーケンス又は従来の測定シーケンスが選択された場合、イメージング領域が付随する直線体積に応じて定められるという欠点を有する。高速測定シーケンスのためのイメージング領域は、従来の測定シーケンスの大きなイメージング領域の中の、コイル構成により厳密に規定される有限の小さなサブ領域であって、２つのイメージング領域の中間点は同じである。従来の測定シーケンスのイメージング領域を超えて広がるイメージング領域に対して高速測定シーケンスでＭＲ画像を捕えるためには、被検体は空間内の３方向の全てに移動する必要があろう。しかしながら、ＭＲ断層撮影装置の寸法形状に起因して、被検体は１つの方向にしか移動することができない。
【０００９】
　更に、米国特許第５，３１１，１３５号は、各々が導線の始まりと終わりのそれぞれに第１及び第２端子点を有し、並びに該端子点の間に少なくとも１つのタップ点を有する４つのサドル形コイルを有する磁気共鳴装置のための勾配コイルを教示する。この構成は、更に、スイッチング機構を含み、２つのコイルの各々が、端子点の間又は第１端子点とタッピング点との間のいずれかで電流を供給することができるようにする。この方法により、勾配コイルの少なくとも２つの異なる直線体積を、例えば、イメージ形成される領域の大きさに対応して設定することができる。
【００１０】
　少なくとも２つの独立的に制御可能な部分を備え、多数の領域をイメージングするために勾配磁場を発生させるための多数の制御状態を有する勾配コイルが、Ｋｉｍｍｌｉｎｇｅｎ他の米国特許第６，４１８，３３６号に記載されている。この特許においては、２つの領域のどちらも他方の部分集合ではない、少なくとも２つのイメージングサブ領域に関する勾配磁場を制御することにより、高速で高解像度の測定シーケンスを使用して、少なくとも２つのイメージングサブ領域の合計から少なくとも導き出されるより大きな集合イメージング面積についてのＭＲ画像を、刺激を与えることなく捕えることができる。
【特許文献１】英国特許出願第２，２９５，０２０号
【特許文献２】米国特許第５，３１１，１３５号
【特許文献３】米国特許第６，４１８，３３６号
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
　付加的な「ツイン」コイル、又は余分なコイルを使用する勾配コイル構成は、高価で複雑である。更にそのようなコイルは、余分な空間を使用して、冷却のための空間や他の設計パラメータに対応する成形のための空間を制限する。従って、過度に複雑及びコスト高になることなく、磁場強度及びスルーレートのための現行の規制要件を満たした勾配コイル設計技術に対する必要性が存在する。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
　上記及びその他の欠点及び欠陥は、第１の撮影領域内で第１の勾配磁場を発生するように構成された第１の勾配コイルと、第２の撮影領域内で第１の勾配磁場と直交する第２の勾配磁場を発生するように構成された第２の勾配コイルと、複数の撮影領域内で第１の勾配磁場及び第２の勾配磁場と直交する第３の勾配磁場を発生するように構成された第３の勾配コイルとを備える、磁気共鳴イメージングシステムの勾配コイル組立体により克服又は軽減される。
【００１３】
　本明細書は又、単一の撮影領域内で第１の勾配磁場を発生するように構成された第１の勾配コイルと、少なくとも１つの撮影領域内で第１の勾配磁場と直交する第２の勾配磁場を発生するように構成された第２の勾配コイルと、複数の撮影領域内で第１の勾配磁場及び第２の勾配磁場と直交する第３の勾配磁場を発生するように構成された第３の勾配コイルとを含む、磁気共鳴イメージングシステムの勾配コイル組立体も開示している。この勾配コイル組立体においては、第１の勾配コイルと第２の勾配コイルの少なくとも一方が単一のコイルだけを備え、第３の勾配コイルが複数の撮影領域を発生するように構成された複数のコイルを備える。
【００１４】
　更に本明細書は、磁気共鳴イメージングシステムの勾配磁場パルスシーケンス持続時間を低減する方法であって、１つの撮影領域のために複数の軸の内の１つの軸に対して許容可能な勾配磁場強度を確立し、複数の軸の各軸に関連する重み係数を加え、重み係数と撮影領域の観点から最大の勾配磁場強度を示す複数の軸の選択された１つの軸に応答してスルーレートを確立し、該最大勾配磁場強度で複数の軸を作動させることを含む方法が開示されている。
【００１５】
　更に本明細書は、磁気共鳴イメージングシステムの末梢神経刺激を低減する方法であって、１つの撮影領域のために複数の軸の内の１つの軸に対して許容可能な勾配磁場強度を確立し、複数の軸の各軸に関連する重み係数を加え、重み係数と撮影領域の観点から最大の勾配磁場強度を示す複数の軸の選択された１つの軸に応答してスルーレートを確立し、該最大勾配磁場強度で複数の軸を作動させることを含む方法が開示されている。
【００１６】
　更に別の実施形態において、本明細書は、磁気共鳴イメージングシステム（１０）の勾配磁場パルスシーケンス持続時間及び／又は末梢神経刺激を低減するシステムであって、該システムが磁気共鳴イメージングシステム（１０）の勾配コイル組立体（１３９）を含む磁気共鳴イメージングシステム（１０）を備え、磁気共鳴イメージングシステムが、第１の撮影領域内で第１の勾配磁場を発生するように構成された第１の勾配コイル（１９０）と、第２の撮影領域内で第１の勾配磁場と直交する第２の勾配磁場を発生するように構成された第２の勾配コイル（１７０）と、複数の撮影領域内で第１の勾配磁場及び第２の勾配磁場と直交する第３の勾配磁場を発生するように構成された第３の勾配コイル（１８０）と、を備えるシステムが開示される。
【００１７】
　更に本明細書は、磁気共鳴イメージングシステム（１０）の既知の勾配パルス面積を用いて、勾配磁場パルスシーケンス持続時間及び／又は末梢神経刺激を低減するシステムであって、１つの撮影領域のために複数の軸の内の１つの軸に対して許容可能な勾配磁場強度を確立する手段と、複数の軸の各軸に関連する重み係数を加える手段と、重み係数と撮影領域の観点から最大の勾配磁場強度を示す複数の軸の選択された１つの軸に応答してスルーレートを確立する手段と、該最大勾配磁場強度で複数の軸を作動させる手段とを備えるシステムが開示される。
【００１８】
　最後に本明細書は、機械読取り可能なコンピュータ・プログラムコードで符号化される記憶媒体を開示しており、該コードが磁気共鳴イメージングシステムの末梢神経刺激を低減するための方法をコンピュータに実行させるための命令を含み、並びにコンピュータデータ信号が方法をプロセッサに実行させるように構成されたコードを含み、該方法が、１つの撮影領域のために複数の軸の内の１つの軸に対して許容可能な勾配磁場強度を確立し、複数の軸の各軸に関連する重み係数を加え、重み係数と撮影領域の観点から最大の勾配磁場強度を示す複数の軸の選択された１つの軸に応答してスルーレートを確立し、該最大勾配磁場強度で複数の軸を作動させることを含む。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１９】
　本発明の上述及び他の特徴と利点は、当業者には以下の詳細な説明及び図面から認識され理解されるであろう。
【００２０】
　幾つかの図において、同じ要素に同じ番号が付された例示的な図面を参照する。
【００２１】
　本明細書に開示されるのは、末梢神経への刺激（ＰＮＳＴ）を回避しながらＭＲイメージングを可能にする勾配コイルを含む別のＭＲＩ方法及びシステムが開示される。この方法は、現行の規制標準規格で識別されているよりもより正確な磁場強度評価及びスルーレート制限に適合する勾配コイル構成を含む。
【００２２】
　ＭＲ方法及び走査を改善するためには、勾配パルスの持続時間を最小にすることが望ましい。スルーレートを増加させることは、パルスの持続時間を減少させる効果を有することになる。しかしながら前述のように、重要な生理的制限も考慮しなければならない。例えばレイリー方程式により確立される閾値レベルを上回るｄＢ／ｄｔを生じるスルーレートは、患者に神経刺激を誘起する場合がある。どのような勾配コイルにおいても、ｄＢ／ｄｔはスルーレートとランプ時間持続とに正比例し、該勾配コイル内及びその周辺における位置の関数として変化する。また、コイルの幾何学的形状も実質的な影響を有することになる。例えば、ＦＯＶにわたる線形性のような他のすべての要因が同じである場合には、小さなＦＯＶの円筒形コイルにおける最大ｄＢ／ｄｔは、より大きなＦＯＶコイルにおける最大ｄＢ／ｄｔより小さくなる。従って、より大きな線形性及びＦＯＶへの要求は、ＰＳＮＴを最小にする要求と対立する。どちらを支持するかは心臓イメージング又は腹部イメージングのような特定の適用例によって決まる。両方の適用を１つのスキャナで行うのが普通であるため、１つの解決法は、同じスキャナ内に２組の勾配コイルを設けることであった。従って本明細書において開示されるのは、ＰＮＳＴを考慮に入れながらも、増大された振幅及びスルーレートを利用することを可能にするコイル構成である。
【００２３】
　図１を参照すると、例示的な実施形態を実施することができる例示的なＭＲＩシステム１０の主な構成要素が示されている。システムの作動は、キーボード及びコントロールパネル１０２並びに表示装置１０４を含むオペレータ・コンソール１００によって制御される。コンソール１００は、オペレータが画面１０４上で画像の形成及び表示を制御できるようにする別個のコンピュータシステム１０７とリンク１１６を介して通信する。コンピュータシステム１０７は、バックプレーンを介して互いに通信する幾つかのモジュールを含む。これらのモジュールには、画像プロセッサ・モジュール１０６と、ＣＰＵモジュール１０８と、画像データ配列を格納するフレーム・バッファとして当該技術分野において周知のメモリ・モジュール１１３とが含まれる。コンピュータシステム１０７は、画像データ及びプログラムの格納のためのディスク・メモリ装置及びテープ駆動装置としてそれぞれ示される記憶媒体１１１及び１１２にリンクされ、更に高速シリアル・リンク１１５を介して別個のシステム制御装置１２２と通信する。
【００２４】
　システム制御装置１２２は、バックプレーン１１８により互いに接続された１組のモジュールを含む。これらのモジュールは、ＣＰＵモジュール１１９と、シリアル・リンク１２５を介してオペレータ・コンソール１００に接続するパルス発生器モジュール１２１とを含む。このリンク１２５を介して、システム制御装置１２２は、実行されることになる走査シーケンスを指示する命令をオペレータから受け取る。以下により詳細に説明するように、オペレータは所定の走査を示すパラメータを入力する。これらのパラメータから、パルスシーケンスが計算され、パルス発生器モジュール１２１にダウンロードされる。
【００２５】
　パルス発生器モジュール１２１は、システムの構成要素を作動させて、所望の走査シーケンスを実行する。パルス発生器モジュール１２１は、生成されることになるＲＦパルスのタイミング、強度、及び形状、並びにデータ収集ウィンドウのタイミング及び長さを指示するデータを生成する。パルス発生器モジュール１２１は、１組の勾配増幅器１２７に接続され、走査中に生成されることになる勾配パルスのタイミング及び形状を指示する。パルス発生器モジュール１２１はまた、電極からのＥＣＧ信号又はベローズからの呼吸信号などのような、患者に接続された幾つかの様々なセンサからの信号を受信する生理的収集コントローラ１２９から患者のデータを受信する。最後に、パルス発生器モジュール１２１は、患者及びマグネット・システムの状態と関連した種々のセンサからの信号を受信する走査室インターフェース回路１３３に接続されている。また、走査室インターフェース回路１３３を介して、患者位置決めシステム１３４は、患者を走査に望ましい位置に移動させる命令を受信する。
【００２６】
　パルス発生器モジュール１２１によって生成された勾配波形は、Ｇｘ増幅器と、Ｇｙ増幅器と、及びＧｚ増幅器とから成る勾配増幅器１２７に印加される。各勾配増幅器１２７は、全体を１３９で示す組立体内の対応する勾配コイル（図示せず）を励起して、収集された信号の位置エンコードするために用いられる磁場勾配を生成する。勾配コイル組立体１３９は、分極マグネット１４０と全身ＲＦコイル１５２とを含むマグネット組立体１４１の一部を形成する。システム制御装置１２２内のトランシーバ・モジュール１５０はパルスを生成し、このパルスは、ＲＦ増幅器１５１によって増幅され、送信／受信スイッチ１５４によってＲＦコイル１５２に結合される。患者内の励起された原子核が放出して結果として得られた信号は、同じＲＦコイル１５２によって感知され、送信／受信スイッチ１５４を介して前置増幅器１５３に結合することができる。増幅されたＭＲ信号は、トランシーバ１５０の受信部において復調され、フィルタ処理され、更にデジタル化される。送信／受信スイッチ１５４はパルス発生器モジュール１２１からの信号によって制御され、送信モード時にはＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続し、受信モード時には前置増幅器１５３を接続する。送信／受信スイッチ１５４はまた、送信モード又は受信モードのいずれにおいても別個のＲＦコイル（例えば、頭部コイル又は表面コイル）を用いることを可能にする。
【００２７】
　ＲＦコイルによって受信されたＭＲ信号は、トランシーバ・モジュール１５０によってデジタル化され、システム制御装置１２２のメモリ・モジュール１６０に転送される。走査が完了し、全データ配列がメモリ・モジュール１６０内に収集されると、アレイ・プロセッサ１６１が作動して、該データを画像データ配列にフーリエ変換する。この画像データは、シリアル・リンク１１５を介してコンピュータシステム１０７に伝送され、そこでディスク・メモリ又はテープ駆動装置のような記憶媒体１１１又は１１２内に格納される。記憶媒体１１１及び１１２は、ディスク、静的メモリ、固定媒体、取り外し可能媒体など、並びにこれらの少なくとも１つを含む組み合わせのような様々な記憶方法とすることができる。オペレータ・コンソール１００から受信した命令に応答して、これらの画像データを、テープ駆動装置に保存することができ、或いは画像処理プロセッサ１０６によって更に別の処理を行い、オペレータ・コンソール１００に伝送して、表示装置１０４上に表示してもよい。
【００２８】
　更に図１を参照すると、被検体により生成されたＮＭＲ信号は、受信機コイル１５２により受信され、前置増幅器１５３を介してトランシーバ１５０の入力に供給される。受信された信号は、ラーモア周波数又はその近傍にあり、この高周波数信号は、最初にＮＭＲ信号をキャリア信号と混合し、次に、結果として得られる差信号を基準信号と混合する、２段階のプロセスでダウンコンバートされる。ダウンコンバートされたＮＭＲ信号は、アナログ・デジタル（Ａ／Ｄ）変換器に入力され、ここでアナログ信号をサンプリング化及びデジタル化し、これをデジタル検出器及び信号プロセッサに加えて、受信したＮＭＲ信号に対応する同位相（Ｉ）値と直交位相（Ｑ）値を生成する。結果として得られた受信信号のデジタル化されたＩ値及びＱ値のストリームは、バックプレーン１１８を介してメモリ・モジュール１６０及びアレイ・プロセッサ１６１に出力されて、ここで、これらを用いて画像が再構成される。
【００２９】
　次に図２を参照すると、幾つかの軸についての複数の勾配コイルを含む既存の勾配コイル構成が示されている。このような構成により、磁場勾配の線形領域が関心領域の選択された大きさと一致するよう所望通りに縮小又は拡大するように維持することが可能になる。更に、このような構成は、より小さな領域をイメージングするとき、また逆に、より小さな関心領域内でより大きな磁場をイメージングするときに利用される磁場を小さくすることが可能になり、これによりイメージングの持続時間が減少されるようになる。
【００３０】
　本明細書に開示されるのは、ＰＮＳＴを回避しながらＭＲイメージングを可能にする勾配コイルを含む別のＭＲＩ方法及びシステムが開示される。この方法は、現行の規制標準規格で識別されているよりもより正確な磁場強度評価及びスルーレート制限に適合する勾配コイル構成を含む。従って、磁場強度及び磁場スルーレート制限により正確に対処することにより、より高い磁場強度及び／又はより早いスルーレートを利用することができ、これによりＰＮＳＴを回避しつつイメージング持続時間を減少させることが可能となる。
【００３１】
　医療機器のための国際電気標準会議（ＩＥＣ）標準規格６０６０１−２−３３は、磁場強度及びスルーレートに対する制限を設けている。ＩＥＣ６０６０１−２−３３は、医学的診断用ＭＲ装置の安全に関する国際標準規格である。ＩＥＣ６０６０１−２−３３により課せられた制限の評価により、神経刺激のような生理学的影響は、前方／後方（Ａ／Ｐ）方向におけるｄＢ／ｄｔで表された勾配磁場スルーレートの励起に最も敏感であるということが明らかになる。勾配方向当たりの感度は、振幅及びスルーレート制限を定めるための設定された重み係数において認識され説明される。表１は、所定の勾配システム構成に対する標準規格からの様々な重み係数を示している。
【００３２】
【表１】
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【００３３】
　例示的な実施形態の開示を可能にするために、ＰＮＳＴからの制約を考慮せずに形成された例示的な構成との比較を行うことができる。この構成においては、有効コイル長は各々の軸に対してほぼ同じであり、従って、現行の構成の下では、有効コイル長は各々の軸に対してほぼ同じであることにより、３つの軸の全てに対して同じ初期設定スルーレート又は公称スルーレートが生じる。しかしながら、表１の重み係数を同じ勾配コイルに適用すると、Ｘ軸及びＺ軸に対する大きな有効コイル長の減少が生じる。表２は、重み係数を適用した場合の有効コイル長を示す。
【００３４】
【表２】
2004136092.tif 000004
【００３５】
　多くのＭＲＩシステムにおいては、３つの軸の全てに対して同じスルーレートを使用することが望ましい。従って、高い振幅／スルーレートで動作する潜在能力があるにも拘わらず、軸の内の２つは高いスルーレートで動作しない。例えば、表に示したように、Ｙ軸は最大作動振幅／スルーレートのための制限を定め、他方Ｘ及びＺ軸はより低いレベルで無用に作動させられることになる。従って、「ツイン」タイプの勾配コイルにとっては、Ｙ軸低直線性（ズーム）コイルのみが必要となる。従ってＹ軸コイルを単に置き換えることにより、３つの軸の全てを高いスルーレートで動作させることが可能になる。表３は、Ｙ軸のために代用コイルを使用した場合の有効コイル長を示す。
【００３６】
【表３】
2004136092.tif 000005
【００３７】
　例示的な実施形態においては、短縮された有効コイル長を提供するための補助コイルか、或いはＹ軸勾配コイルを部分的に遮断することができるタップ付き巻線のいずれかを使用したＹ軸勾配コイルを備えて、全身ついて好ましくは最適化され、ワイド撮影領域、及び高い直線性を有する勾配コイル組立体が開示される。いずれの方法においても、より低い直線性のＹ軸勾配コイルを使用した第２のＹ軸配置のために追加的なシールドも使用される。この方法は、既存の「ツイン」コイル設計よりも複雑でなく、高価でもないコイル構成を提供するという点で有利である。「ズーム」モードにおいては、Ｙ軸に対する直線性／ＦＯＶだけが損なわれ、Ｘ及びＺ軸は高い直線性を保持することになる。Ｘ及びＺ軸のための「ズーム」コイルはもはや必要ではないことから、Ｘ軸及びＺ軸の単純化された構成によって追加的空間が生じることになる。この追加的空間は、他のパラメータを最適化するために、例えば冷却を改善するために使用することができる。
【００３８】
　次に図３を参照すると、勾配コイルは厚肉円筒体として表すことができ、本実施例においては、例えばＺ軸コイルが参照符号１９０で示されている。３つの軸Ｘ、Ｙ、及びＺのそれぞれについての勾配コイルを付加すると、３つの入れ子の円筒体が例示として提供される。図４は、３つの入れ子の厚肉円筒体として、Ｚ、Ｙ、及びＸ軸に対する、第１の勾配コイル１９０、第３の勾配コイル１８０、第２の勾配コイル１７０として３つの勾配コイルを示している。次に図５を参照すると、自己シールドされた勾配コイルとして、シールドコイルを表すより大きな直径を有する更に別の組の３つの円筒体がある。最後に、「ツイン」すなわち二重撮影領域の勾配コイルを構成する場合には、コイルの数が図５に示した数の二倍になるであろう。次に、例示的な実施形態についての更なる説明を単純化するために、入れ子円筒体の断面図を使用することができる。
【００３９】
　図６を参照すると、ここには「ツイン」つまり二重撮影領域勾配コイルについての勾配コイル構成の断面図が示されている。図７は、図６の断面図のより詳細な図を示している。また、図７には、断面に含まれる層と、勾配コイル組立体１３９の中心からこれらの層までのそれぞれの距離も示されている。コイルは、全部で１２の層が使用されることが図７から明らかであろう。すなわち図中に、Ｘ２　１７２、Ｙ２　１８２、及びＺ２　ＯＵＴＥＲ　１９２；Ｘ１　１７４、Ｙ１　１８４、及びＺ１　ＯＵＴＥＲ　１９４；Ｘ１　１７６、Ｙ１　１８６、及びＺ１　ＩＮＮＥＲ　１９６；及びＸ２　１７８、Ｙ２　１８８、及びＺ２　ＩＮＮＥＲ　１９８と示されている。ここで、Ｘ２　ＯＵＴＥＲ　１７２、Ｘ１　ＯＵＴＥＲ　１７４、Ｘ１　ＩＮＮＥＲ　１７６、及びＸ２　ＩＮＮＥＲ　１７８は結合されて、第２の勾配コイル１７４を形成する。同様に、Ｙ２　ＯＵＴＥＲ　１８２、Ｙ１　ＯＵＴＥＲ　１８４、Ｙ１　ＩＮＮＥＲ　１８６、及びＹ２　ＩＮＮＥＲ　１８８は結合されて、第３の勾配コイル１８０を形成する。同様に、Ｚ２　ＯＵＴＥＲ　１９２、Ｚ１　ＯＵＴＥＲ　１９４、Ｚ１　ＩＮＮＥＲ　１９６、及びＺ２　ＩＮＮＥＲ　１９８は結合されて、第１の勾配コイル１９０を形成する。更に、接着、絶縁、冷却及び同様のもののための様々な層も含まれていることが分かるであろう。
【００４０】
　引き続き図７を参照し、同時に図８を参照すると、例示的な実施形態を単純化するコイル構成が示されている。Ｘ１コイル（例えば１７４、１７６）及びＺ１コイル（１９４、１９６）の巻線は省かれている。上述のように、これらのコイルの省略により空間が生じ、これは勾配コイル組立体１３９を増強するために利用できることが明らかであろう。
【００４１】
　図９を参照すると、例示的な実施形態による勾配コイル組立体１３９の断面図が示されている。ここに示した勾配コイルは、Ｘ１コイル（例えば１７４、１７６）及びＺ１コイル（１９４、１９６）の省略によって利用可能となった空間を利用するために再配置されている。この例示的な実施形態においては、Ｙ１軸コイル（１８４、１８６）の位置が再配置されていることが分かるであろう。Ｙ１内側コイル１８６の直径が減少すると効率が増大する。同様に、Ｙ１外側コイル１８４をＹ１内側コイル１８６から更に遠ざけると効率が増大する。最後に、所望であれば、内側コイル及び外側コイル全体の積層を低減してもよい。
【００４２】
　次に図１０を参照すると、別の形実施形態による勾配コイル組立体１３９の断面図が示されている。この図においては、「タップ付き」Ｙ軸勾配コイル（例えば、１８２、１８４、１８６、１８８）を用いる勾配コイルが、Ｘ１コイル（例えば１７４、１７６）及びＺ１コイル（１９４、１９６）の省略によって利用可能となった空間を利用するために再配置されている。この例示的な実施形態においては、Ｙ２軸コイル１８２、１８８をタップ立てすることによりＹ１軸動作が達成される場合には、別個の内側Ｙ１軸コイル１８６はもはや必要ではなく、その結果、効率が増大し、更に空間が節約されることが分かるであろう。しかしながら、選択された構成によっては、Ｙ２コイル（例えば、１８２、１８４、１８６、１８８）がタップ立てモードで動作している場合に対処するために、別個のＹ１軸外側コイル１８４がなおも必要とされる可能性がある。
【００４３】
　上述の多くの実施形態で説明されたシステム及び方法は、末梢神経への刺激（ＰＮＳＴ）を回避しながら、全体のイメージング持続時間を低減する勾配スルーレートを潜在的に増大させたＭＲイメージングを可能にする勾配コイルを含むシステム及び方法を提供する。加えて、開示された本発明は、これらのプロセスを実行するためにコンピュータに実装するプロセス及び装置の形態で具現化することができる。また、本発明は、フレキシブルディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、ハードドライブ、又は１１１及び１１２のような他の何らかのコンピュータ読み取り可能な記憶媒体のような有形の媒体において具現化される命令を含むコンピュータ・プログラムコードの形態で具現化することができ、ここで、該コンピュータ・プログラムコードがコンピュータ内にロードされ実行される場合には、該コンピュータが本発明を実施する装置となる。本発明は、更に、例えば、記憶媒体１１１、１１２に格納され、コンピュータにロードされ及び／又は実行されるコンピュータ・プログラムコードの形態か、或いは変調搬送波か否かにかかわらず、電気的ワイヤ又はケーブル、光ファイバ、又は電磁放射線のようなある伝送媒体を介して送信されるデータ信号１１０としてのコンピュータ・プログラムコードの形態で具現化することができ、該コンピュータ・プログラムコードがコンピュータにロードされ、コンピュータにより実行される場合には、該コンピュータが本発明を実行する装置となる。汎用マイクロプロセッサに実装された場合には、コンピュータ・プログラムコードのセグメントが該マイクロプロセッサを構成し、特定の論理回路を形成する。
【００４４】
　本発明を好ましい例示的な実施形態に関して述べてきたが、当業者であれば、本発明の技術的範囲から逸脱すること無く種々の変更を行うことができ、均等物技術をその要素に代替することができることを理解するであろう。更に、本発明の本質的な範囲から逸脱することなく、特定の状況又は材料を本発明の教示に適合するように多くの変更を行うことができる。従って、本発明は、発明を実施するための最良の形態として開示された特定の実施形態に制限されるものでは無く、添付の特許請求の範囲の範囲内にあるすべての実施形態を含むことが意図される。更に、第１、第２などの用語の使用は、どのような順序又は重要性を示すものではなく、むしろ第１、第２などの用語は、ある要素を別の要素と区別するために用いられるものである。
【図面の簡単な説明】
【００４５】
【図１】例示的なＭＲＩ装置の図。
【図２】１つより多い軸内で複数のコイルを利用する既存の勾配コイル設計図。
【図３】厚肉円筒状の勾配コイルを示す図。
【図４】三重入れ子の厚肉円筒状の３つの勾配コイルを示す図
【図５】シールドコイルに相当する更に大きな直径の別の３つの円筒体の組を含む自己シールドされた３つの勾配コイルを示す図。
【図６】自己シールドされた「ツイン」、すなわち二重撮影領域の勾配コイルを示す勾配コイルの断面図。
【図７】図６に示す断面図の更に詳細な図。
【図８】選択されたコイルを省略する例示的な実施形態を用いた勾配コイル構成。
【図９】例示的な実施形態の勾配コイル組立体の断面図。
【図１０】別の実施形態の勾配コイル組立体の断面図。
【符号の説明】
【００４６】
　１０　磁気共鳴（ＭＲ）イメージングシステム
　１３９　勾配コイル組立体
　１７０　第２の勾配コイル
　１８０　第３の勾配コイル
　１９０　第１の勾配コイル
【図１】
2004136092.tif 000006
【図２】
2004136092.tif 000007
【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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