(57)【要約】  磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴の方法において、被験者を完全に取り囲み、かつ、被験者から離れてかつ接触しないように配置される、無線周波数コイルのアレイによって、無線周波数信号を被験者に照射するおよび／または被験者から取得する。
2012518505.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被験者からの磁気共鳴データを取得するために、被験者を収容するように構成されている同心円状のボアを内部に含むスキャナハウジングを有する、磁気共鳴スキャナと、
前記ボア内に前記被験者を完全に取り囲むアレイを成す複数の無線周波数コイルと、を備え、
前記スキャナハウジングは、前記ボアを画定する内壁と、前記内壁から半径方向に離れている外壁とを有し、
前記アレイ内の前記コイルは、前記ボア内の前記被験者から離れており、かつ接触していない
ことを特徴とする、磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記アレイは、前記内壁とともに実質的に同心円状に配置されていることを特徴とする、請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記アレイは、前記内壁と前記外壁との間に配置されていることを特徴とする、請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置
【請求項４】
前記ボアは、長手方向の中心軸を有し、
前記アレイは、前記軸に対して３０ｃｍの半径を有する
ことを特徴とする、請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記内壁と前記外壁との間のクリオスタットに配置された基本フィールド磁石を備え、
前記アレイは、前記クリオスタット内に配置されている、
ことを特徴とする、請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記アレイの各コイルを送信モードまたは受信モードのいずれかのモードにおいて、選択的に、独立に動作させる、制御部を備える、
ことを特徴とする、請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記コイルは、前記コイルにおける信号の信号対ノイズ比を最適化するための電流経路に一致する相応の磁気双極子電流経路を有することを特徴とする、請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
前記ボアは、長手方向の中心軸を有し、
前記アレイの前記コイルは、前記軸の周りに前記軸に沿って次々と進んでいく複数のリングとして配置されている
ことを特徴とする、請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
隣接するリングにおける各コイルが、前記長手方向の軸に沿って互いに整列しないように、前記リングは円周上で互いにオフセットされていることを特徴とする、請求項８記載の磁気共鳴イメージング装置
【請求項１０】
磁気共鳴データを取得する方法であって、
磁気共鳴スキャナの同心円状のボアに被験者を収容し、前記ボア内の前記被験者からの磁気共鳴データを取得するステップと、
前記磁気共鳴データの取得中に、前記ボア内の前記被験者を完全に取り囲むアレイを成す複数の無線周波数コイルによって放射されたＲＦパルスを前記被験者に照射する、または、前記複数の無線周波数コイルを用いて前記被験者からの磁気共鳴信号を受信するステップと、
前記アレイ内の前記コイルが、前記ボア内の前記被験者から離れ、かつ接触しないように配向するステップと
を有しており、
前記スキャナハウジングが、前記ボアを規定する内壁と、前記内壁から半径方向に離れている外壁とを有している
ことを特徴とする、磁気共鳴データを取得する方法。
【請求項１１】
前記アレイを、前記内壁と実質的に同心円状に配置するステップを備えることを特徴とする、請求項１０記載の方法。
【請求項１２】
前記アレイを前記内壁と前記外壁との間に配置するステップを備えることを特徴とする、請求項１０記載の方法。
【請求項１３】
前記ボアは、長手方向の中心軸を有し、
前記軸に対して、３０ｃｍの半径を有する前記アレイを設ける
ことを特徴とする、請求項１０記載の方法。
【請求項１４】
前記スキャナの前記内壁と前記外壁との間のクリオスタット内に基本フィールド磁石を設け、
前記アレイを前記クリオスタット内に配置する
ことを特徴とする、請求項１０記載の方法。
【請求項１５】
前記アレイの各コイルを送信モードまたは受信モードのいずれかにおいて、選択的に、独立に動作させるステップを備えることを特徴とする、請求項１０記載の方法。
【請求項１６】
前記コイルを、前記コイルにおける信号の信号対ノイズ比を最適化するための電流経路に一致する相応の磁気双極子電流経路を有するように構成することを特徴とする、請求項１１記載の方法。
【請求項１７】
前記ボアは、長手方向の中心軸を有し、
前記アレイの前記コイルを、前記軸の周りに前記軸に沿って次々と進んでいく複数のリングとして配置する
ことを特徴とする、請求項１０記載の方法。
【請求項１８】
隣接するリングにおける各コイルが、前記長手方向の軸に沿って互いに整列しないように、前記リングを円周上で互いにオフセットすることを特徴とする、請求項１９に記載の方法。
【請求項１９】
前記被験者からの磁気共鳴データを取得するために被験者を収容するように構成されている、同心円状のボアを内部に含むスキャナハウジングを有する磁気共鳴スキャナと、
前記ボア内の前記被験者を完全に取り囲むアレイを成す複数の無線周波数コイルと
を備え、
前記スキャナハウジングは、前記ボアを規定する内壁と、前記内壁から半径方向に離れている外壁とを有し、
前記アレイ内の前記コイルは、前記ボア内の前記被験者から離れ、かつ接触せず、
前記コイルは、前記コイルにおける信号の信号対ノイズ比を最適化するための電流経路に一致する相応の磁気双極子電流経路を有し、前記電流経路は、磁気双極子電流要素以外の電流要素を含んでいる
ことを特徴とする、磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２０】
磁気共鳴データを取得する方法であって、
磁気共鳴スキャナの同心円状のボア内に被験者を収容し、前記ボア内の前記被験者からの磁気共鳴データを取得するステップと、
前記磁気共鳴データの取得中に、前記ボア内の前記被験者を完全に取り囲むアレイ内の複数の無線周波数コイルによって放射されたＲＦパルスを前記被験者に照射する、または、前記複数の無線周波数コイルを用いて前記被験者からの磁気共鳴信号を取得するステップと、
前記アレイ内の前記コイルが、前記ボア内の前記被験者から離れ、かつ接触しないように配向するステップと、
前記コイルが、前記コイルにおける信号の信号対ノイズ比を最適化するための電流経路に一致する相応の磁気双極子電流経路を有するように構成するステップと
を有しており、
前記スキャナハウジングは、前記ボアを規定する内壁と、前記内壁から半径方向に離れている外壁とを有しており、
前記電流経路は、磁気双極子の電流要素以外の電流要素を含んでいる
ことを特徴とする、磁気共鳴データを取得する方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージングにおける無線周波数送信コイルおよび／また受信コイルの使用と構成とに関する。
【０００２】
従来技術の説明
現在、殆どのＭＲスキャナのボアに組み込まれているボディコイルは、典型的には、単一のクワドラチャエレメントとして動作する鳥籠型構造を有している。この構造により、磁界強度が弱から中程度では、ほぼ一様な励起と受信が可能になる。無線周波数（ＲＦ）コイルアレイを使用すると、受信においてＳＮＲを増大させることが可能である（Roemer PB, Edelstein WA, Hayes CE, Souza SP, Mueller OM. The NMR phased array. Magn Reson Med 1990; 16(2): 192-225）。
【０００３】
この１０年間で、ＭＲＩにおいて無線周波数コイルアレイの使用が劇的に増加している。多素子アレイの利点としては、ＳＮＲが改善すること（Roemer PB, Edelstein WA, Hayes CE, Souza SP, Mueller OM. The NMR phased array. Magn Reson Med 1990; 16(2): 192-225）、および、並列イメージング能力が向上すること（Sodickson DK, Manning WJ. Simultaneous acquisition of spatial harmonics (SMASH): fast imaging with radio frequency coil arrays. Magn Reson Med 1997;38(4):591-603; Pruessmann KP, Weiger M, Scheidegger MB, Boesiger P. SENSE: Sensitivity encoding for fast MRI. Magn Reson Med 1999;42(5):952-962; Griswold MA, Jakob PM, Heidemann RM1 Nittka M, Jellus V1 Wang J1 Kiefer B, Haase A. Generalized autocalibrating partially parallel acquisitions (GRAPPA). Magn Reson Med 2002,47(6): 1202-10.)がある。画像データの複数の構成要素を従来のように逐次的に取得するのではなく、同時に取得するためにＲＦコイルアレイを使用する並列イメージングの登場以来（これにより、以前の限界を超えて画像取得が高速化された）、ますますアレイ素子数が多く、ますます密な構成に向けての着実な進歩が見られる。現在では、３２アレイ素子に対応可能な３２チャネルのＭＲシステムが一般的であり、また最近では、１２８アレイ素子の検査を可能にする、１２８個の受信チャネルを有する実験的なシステムが開発されている（Schmitt M, Potthast A1 Sosnovik DE1 Wiggins G1 Triantafyllou C1 Wald L. A 128 Channel Receive-Only Cardiac Coil for 3T. Fifteenth Scientific Meeting of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine. Berlin, Germany, 2007:245; Hardy C, Giaquinto RO, J.E. P, et al. 128-Channel Body MRI with a Flexible High-Density Receiver-Coil array. Proceedings 15th Scientific. Meeting, International Society for Magnetic Resonance in Medicine, 2007:244; Lee RF, Chang H, Stefanescu C, et al. A 128-channel Helium-3 Phased array at 3T for Highly Accelerated Parallel Imaging in Hyperpolarized Gas MRI. Proceedings 16th Scientific Meeting, International Society for Magnetic Resonance in Medicine. Toronto, 2008.）。このように大きなアレイでは、素子が少ない構成と比較して、体積、コストおよび複雑さが増大するなど、様々な実用面での課題が付随してくる。ケーブルが密に配線された重い多素子アレイを患者に合わせて配置するのは煩雑であり、様々な体格を収容する能力を犠牲にすることになる。また、様々な体型や身体部位をターゲットにした複数の多素子アレイを使用すると、ＭＲシステムにとって大幅なコスト高になる。それにも関らず、イメージング速度、ＳＮＲ、体積被覆率、さらに、最近では、（並列送信を介した）信号の均一性およびＲＦエネルギー付与の制御（Katscher U, Bornert P, Leussler C, van den Brink JS. Transmit SENSE. Magn Reson Med 2003,49(1): 144-50; Zhu Y. Parallel excitation with an array of transmit coils. Magn Reson Med 2004;51(4):775-84; Setsompop K, WaId LL, Alagappan V, Gagoski B, Hebrank F, Fontius U, Schmitt F, Adalsteinsson E. Parallel RF transmission with eight channels at 3 Tesla. Magn Reson Med 2006;56(5): 1163-71.)）などの、多素子アレイの利点により、多素子アレイの研究や臨床への使用が推進され続けている。
【０００４】
一般的な知識とＲＦ工学の経験則から、最適な性能を得るためには、コイルのアレイ素子を体表面に可能な限り近接させて配置しなければならないことが分かる。或るケースでは、例えば、様々なサイズの頭部を収容する必要のある脳イメージングのために、緩くフィットする包囲ボリュームアレイが使用される。しかし、一般的に、アレイ半径が大きくなり、かつ、「占有率」が減少すると、ＳＮＲは減少すると推定される。広い身体部位をイメージングするために設計された多素子アレイは、一般的に、上半分と下半分に分割され、これらはそれぞれ、ＳＮＲを最大化するために、体表面近傍に沿うように形成されている。コイルが変形すると小さな素子の感度が大幅に乱されることから、フレキシブルな多素子構成では、コイル感度を正確に較正するのは困難である。一方、外形が固定されている構成では、可能な体型のうち狭い範囲の体型しか収容されない傾向がある（さらに、分割された構成は、動作に関連した感度シフトに多少悩まされる）。さらに、包囲型のすべての多数素子構成はスキャナボア内の貴重な空間の大部分を占有してしまい、従って、スキャンされる被験者の大きさが制限される。
【０００５】
緊密にフィットするコイルのＳＮＲの利点は、特に、空間符号化のためのコイル感度プロファイルがはっきりとしていることに依存する並列イメージングに適用可能であると想定される。一般的に、コイルからの距離が増加すると、コイル感度は弱まり、かつ広がることが知られている。さらに、広い感度は、並列イメージングにおいて、大幅なノイズの増幅を引き起こすことが知られている。ＳＮＲのベースラインが下がること、および、ボディからかなり離れているコイルアレイに対して、並列イメージング能力が制限されることが予測されるため、スキャナボアにライニングされた、または、組み込まれたリモートボディアレイに関する研究は殆どなされていない。そして、そのようなアレイは、市販の製品には組み込まれていないし、文献にも報告されていない。
【０００６】
しかし、基礎電気力学に基づく詳細な実験によれば、適切な包囲構造を有するリモートボディアレイは、実際は、予想もしない利点を有していることが示されている。特に、リモートボディアレイの構成のサンプルシミュレーションでは、次のことが示されている。すなわち、並列画像が存在している場合でさえ、ボディライニング表面アレイと比較して、深部組織においても大抵は信号対ノイズ比（ＳＮＲ）が維持され、または、一部の状態においてはＳＮＲが僅かに増加することさえある、ということが示される。
【０００７】
発明の要約
本発明の課題は、大きな包囲集積アレイを使用して上述したＳＮＲおよび並列処理の利点を享受しつつ、多素子表面コイルアレイに付随する人間工学的な課題およびその他の現実的な課題を排除することである。
【０００８】
上記課題は、本発明に従って、ＭＲスキャナにおける従来のボディコイルおよび別々に配列された受信アレイの機能を体から離れた位置にある（例えばスキャナボアにライニングまたは組み込まれた）多素子集積アレイによって代用または増強することにより解決される。これによって、大きな信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を有する体積イメージング、および、高性能な並列送受信などの、幅広い機能が可能になり、これらは全て処理工程を大幅に改善するものである。そのようなシステムを用いたルーチン検査では、患者に特別なコイルを配置する必要がない、患者もしくはオペレータにはコイルやケーブルが見えない、および、アレイ素子の位置を固定することによってコイルアレイの較正が容易になる。同時に、リモートボディアレイの素子の適切な組み合わせを使用することによって、ボディコイルおよび表面コイルアレイの従来の機能も維持される。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１Ａ】本発明との比較のための、半径２０ｃｍのアレイ（ボディライナ）を有するボディアレイの実施形態を示す概略図。
【図１Ｂ】本発明による、半径３０ｃｍのアレイ（ボディライナ）を有するボディアレイの実施形態を示す概略図。
【図２】半径２０ｃｍおよび３０ｃｍの各シリンダに対する、および、これらの各直径を有する図１Ａおよび図１Ｂに示された無限コイルアレイに対する、極限固有（すなわち、最良の）信号対ノイズ比を示すグラフ。
【図３】様々な数のアレイ素子に対する磁場強度を比較した、固有な、無限包囲アレイのＳＮＲを示すグラフ。
【図４】シリンダ軸に沿った３点に着目した、固有な、１２８素子の包囲アレイのＳＮＲ対それらの磁場強度を示すグラフ。
【図５】１．５Ｔから３Ｔでの理想化した鳥籠型ボディコイルの信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を、ボディコイルの軸長の関数として示す図。ここで、破線は、比較のための、各磁場強度における極限固有ＳＮＲを示す。
【図６】着目している中心点の極限固有ＳＮＲを、各電流寄与率（すなわち、磁気双極子の電流寄与率のみ、電気双極子の電流寄与率のみ、および、磁気および電気双極子の両方の電流寄与率）を伴った場の強度の関数として示す図。
【図７】様々な磁場強度および電流の寄与率に対する極限固有中心ＳＮＲを生じさせる、表面３０ｃｍにおける電流分布を示す図。
【００１０】
好ましい実施形態の説明
ボディからの距離の関数としてのＳＮＲの挙動を調査するために、Schnellらの論文（Schnell W, Renz W, Vester M, Ermert H. Ultimate Signal-to-Noise Ratio of Surface and Body Antennas for Magnetic Resonance Imaging. IEEE Transactions on Antennas and Propagation 2000;48(3):418-428）に記載されている一般的な方法をSodicksonらの論文（Sodickson DK, et. al. Approaching the Ultimate Intrinsic Signal-to-Noise Ratio in a Cylindrical Geometry: Electrodynamics of Large Encircling Radiofrequency Coil Arrays. 2008; 準備中）に概説されているように更新した方法を用いて、数値シミュレーションを実施した。図１Ａには、シミュレーションのジオメトリが示されている。このジオメトリでは、均一な誘電率と導電率（この場合、筋組織の平均周波数依存特性に近似する）を有する半径２０ｃｍの誘電体シリンダ（ボディライナ）は、電流が流れることが可能な、等しいまたはより大きな半径を有する円筒面に取り囲まれている。図１Ｂは、半径が３０ｃｍであるアレイ（ボアライナ）の同じ構造を示す。２つの円筒面の間の空間には、自由空間の電気特性が使用される。外部シリンダの表面における可能な電流パターン全てのモード展開が実行される。さらに、適切な境界条件を有するダイアディックグリーン関数を用いて、対応する電場分布および磁場分布に各電流モードがマッチングされる。（特定のアレイ構造に依存しない、電気力学に適合する最も大きなＳＮＲに対応する）極限固有ＳＮＲをモデリングするために、各電流モードは、並列画像を再構築してＳＮＲを最適化する際に、独立した「コイル」として扱われる。Ohligerの論文において（Ohliger MA, Grant AK, Sodickson DK. Ultimate intrinsic signal- to-noise ratio for parallel MRI: Electromagnetic field considerations. Magn Reson Med 2003,50(5): 1018-30; Wiesinger F, Boesiger P, Pruessmann KP. Electrodynamics and ultimate ＳＮＲ in parallel MR imaging. Magn Reson Med 2004;52(2):376-90）、上述のアプローチによって、許容できるＳＮＲの上限が規定されることが知られている。特定の離散ＲＦコイルアレイの構造は、一般的なモード展開の特別な場合を表す。この場合、決定されたコイル電流パターンを近似するために、モードの特定の重み付けされた組み合わせが形成されている。本明細書で説明する計算では、同心円状のウィンドウコイル、すなわち、円筒面の輪郭に沿った矩形ループを近似するために重みを導入した。図１Ａおよび１Ｂに示されているように、ウィンドウコイルは、周方向および軸方向の両方において１０％重なり合うようにシリンダの外側表面にタイル張りされており、コイルの角部分の重なりが最小となるようにリングは互い違いに配置されている。ウィンドウコイルの有効導体幅は使用する最大モードのオーダによって設定され、厚みは周波数に依存する表皮厚さに設定される。幅広い数の素子を有するアレイの感度パターンおよびノイズ相関行列は、モード磁場分布から導かれる。そして、ＳＥＮＳＥ再構築を最適化したＳＮＲを用いて、ＳＮＲが計算される（Pruessmann KP, Weiger M, Scheidegger MB, Boesiger P. SENSE: Sensitivity encoding for fast MRI. Magn Reson Med 1999;42(5):952-962）。磁石ボアの表面に近づいているアレイにおけるＲＦシールドの効果をモデリングするために、導電体シリンダが半径３４．５ｃｍの所に配置され、それに応じて、境界条件が変更される。ノイズは、いくつかの素子でモデリングされている。ａ）ボ���ィによるノイズ。これは、導電率分布に対する電場の体積積分から計算される。ｂ）コイルによるノイズ。これは、導出された電流分布に対する銅の導電率を用いて計算される。ｃ）シールドによるノイズ。これは、シールドに誘導された電流から決定され、また、銅の導電率を有すると仮定される。ｄ）既知のゲインおよびシステムノイズの値を用いる、プリアンプおよび受信器の連鎖ノイズ。
【００１１】
図２は、シリンダの軸に沿ったＳＮＲをボディライニング（半径２０ｃｍ）およびボアライニング（半径３０ｃｍ）構造の場の強度に対してプロットしたものである。これらの構造は共に極限限界にあり、（図１Ａおよび１Ｂに示される構造を有する）１２８アレイ素子に対するものである。Schnellの論文（Schnell W, Renz W, Vester M, Ermert H. Ultimate Signal-to-Noise Ratio of Surface and Body Antennas for magnetic resonance imaging. IEEE Transactions on Antennas and Propagation 2000;48(3):418- 428）では、本来の電気力学的挙動に焦点を当てるために、キュリー磁化の磁場分布に対する依存性は考慮されていない。しかし、ここでは、完全を期すためにこの依存性も考慮されている。これらの結果から、多くの見解が得られる。
【００１２】
第１に、ＳＮＲは、アレイ半径に対して緩やかな依存性を示し、この依存性は、磁場強度が減少するにつれて減少する。極限固有ＳＮＲの場合、ボディライニングアレイは、９．４Ｔまでの磁場強度で、ボアライニングアレイよりも僅かに高いＳＮＲを有する。注目すべきは、１２８素子アレイではその逆が真ということである。ボアライナのＳＮＲは、高磁場においてボディライナのＳＮＲを僅かに上回る。この挙動に対する一般的な説明は、体とコイルとの間の距離が増加するのに伴って信号が低下するのと共に、コイルによって受信される体由来のノイズも減少する、というものである。大きな半径の特別な利点は、低い磁場強度ではボディライナのＳＮＲが再び大きくなるという高強度場現象である（この理由として、１つには、高い磁場強度ではコイルによるノイズ源よりも体由来のノイズ源が優勢であること、もう一つには、高い動作周波数では体の電気特性によって電磁場が成形されることが挙げられる）。これによると、ボアライナおよびボディライナのＳＮＲは、１．５Ｔから３Ｔの磁場強度では、ほとんど区別できない。
【００１３】
第２に、３Ｔ以下では、１２８素子包囲アレイのＳＮＲは、極限固有ＳＮＲ近傍に近づく。高い磁場強度での乖離の増大は、ＲＦ波長が短くなることと、それに対応して電磁場パターンおよび最適な電流パターンの複雑さが増し、近似するために多くのアレイ素子が必要になることから生じる。
【００１４】
図３は、３２素子包囲アレイおよび８素子包囲アレイ、および、様々な並列イメージングの加速係数における１２８素子アレイに対応する結果を示す。１２８素子アレイは、１６円周素子×８軸素子を有し、一方で、３２素子アレイ、および、８素子アレイは図１に示されるような同じ基本構造を有しているが、それぞれ、８円周素子×４軸素子、および、４円周素子×２軸素子を有している。極限ＳＮＲ限界に近づくには多数の素子が実際に必要とされるが、１２８素子アレイで観測される、コイル半径に従った一般的な挙動は、より少数の素子でも維持されることが、図３の左欄では示されている。図３の左欄では、一般的な予想に反して、高速化された並列イメージングが行われる場合でも、ボディライニングおよびボアライニングの場合と同様にＳＮＲが維持されることが実証されている。
【００１５】
図２および３におけるＳＮＲ値は、シリンダの中心軸に沿った深部領域のためのものであり、すなわち、ここではρ＝０およびｚ＝０である。図４には、着目している点がシリンダの中心から端に向かって移動するにつれて示す挙動が示されている。図４の左欄では、これまでの図のように、磁場強度に対してＳＮＲがプロットされている。右欄では、ＳＮＲが半径２０ｃｍでの極限値に対する比（パーセンテージ）で示されている（すなわち、各曲線は、ディライニングの極限固有ＳＮＲを表す曲線によってポイント毎に分割されている。最上段の図には、ρ＝０の結果が再度示されている。中段の図には、ρ＝９．５ｃｍの結果が示されており、これはすなわち、シリンダの中心と端との間の半分の長さである。依然として、ボアライニングとボディライニングアレイとで、ＳＮＲはほぼ同じである。シリンダ表面に非常に近い点（ρ＝１９ｃｍ，下段）でのみ、この挙動は見られない。ここでは、ボアライニング１２８素子アレイに対するＳＮＲは、対応するボディライニングのＳＮＲの約５０％まで下がる。一方、より大きなボアライニング半径での極限固有ＳＮＲは、２つの１２８素子アレイに対するＳＮＲよりは大きいが、ボディライニングの極限ＳＮＲに比べて一桁小さい。（図４の下段右側の相対ＳＮＲを参照）。これは、このような表面領域に対する極限ＳＮＲ値に近づくために、体の輪郭に沿った１２８以上の小型素子が必要であることを示している。まとめると、図４の結果は、ボアライニングアレイは身体内部の容積のかなりの部分に亘ってＳＮＲを維持するので、臨床現場でのルーチン画像診断の大部分の作業の流れと簡素化に有利であることを示している。皮膚や脳の外部皮質などの表面領域では、ぴったりした多素子コイルアレイは、改善されたＳＮＲを生成すると予想され、そのようなアレイは、必要に応じてしばしば使用される。
【００１６】
臨床現場でのルーチン画像診断でリモートボディアレイを用いるとした場合、そのようなアレイのＳＮＲは従来の鳥籠型ボディコイルのＳＮＲにどの程度匹敵するかが問題となる。図５では、理想的なボアライニング鳥籠型コイル（単純にｚに沿って所定の長さで打ち切られた、円周回りの純粋な正弦電流分布としてモデリングされる）のＳＮＲを、１．５Ｔと３Ｔにおける極限固有ＳＮＲと比較している。データは鳥籠の長さの関数として示されており、コイルＳＮＲは、着目している軸点回りを中心とした、２０から３０ｃｍの比較的短い長さにおいて最大まで上昇する。この最大ＳＮＲは極限固有ＳＮＲに近づくが、３Ｔの場合よりも１．５Ｔの場合の方がより近く極限固有ＳＮＲに近づく。従前の図で示されたように、１２８素子アレイのＳＮＲはより大きいが、これらの磁場強度で極限ＳＮＲにほぼ飽和する。さらに、最終状態に近づくためには、ｚに沿ってフォーカスすることが必要である。これは、軸位置の小さな領域でのみ適切な短い鳥籠を必要とする。対照的に、多素子アレイを使用すれば、任意のｚ位置に自動的にフォーカスすることが可能になる。大事なことは、アレイの使用により、並列イメージングも可能になることであり、これは明らかに、鳥籠型コイルのみでは不可能である。
【００１７】
むろん、鳥籠型ボディコイルの他の重要な目的は、ＲＦ送信である。以下においてさらに議論されるように、（送受信の分離および相互作用といった実際的な問題を伴った）リモートボディアレイと共に単一の送信ボディコイルが使用されてもよいし、あるいは、リモートアレイの素子自体が送信および受信用に構成されていてもよい。これは、鳥籠もしくはＴＥＭ送信パターンの忠実なエミュレーションだけではなく、ハードウェアの組み合わせを用いた送信パターンの入念な調整、ＲＦシミング、または、完全な並列送信をも可能にする（Katscher U, Bornert P, Leussler C, van den Brink JS. Transmit SENSE. Magn Reson Med 2003;49(1): 144-50; Zhu Y. Parallel excitation with an array of transmit coils. Magn Reson Med 2004;51(4):775-84; Setsompop K, WaId LL, Alagappan V, Gagoski B, Hebrank F, Fontius U, Schmitt F, Adalsteinsson E. Parallel RF transmission with eight channels at 3 Tesla. Magn Reson Med 2006;56(5):1163-71）。
【００１８】
これまでに議論してきた結果は全て、磁気双極子（すなわち、閉じた電流ループ）の制限電流基底系を用いている。しかし、真に任意の電流分布をシリンダ上に生成するには、電気双極子の寄与率（すなわち、開いたストリップ素子、面外で回転する磁気双極子素子によっても実現可能）が必要である。図６には、半径３０ｃｍの外部円筒面のボアライニング上の、様々な電流基底要素を選択した場合の極限ＳＮＲの影響を図示されている。磁気双極子の寄与率のみを用いて計算された軸方向の極限固有ＳＮＲは、青でプロットされ、電気双極子の寄与率のみを用いて計算された値は赤でプロットされ、電気および磁気双極子両方の基準要素を用いて計算された値は緑で示されている。完全結合基底系を用いて計算された最適条件は、もちろん、常に最も高い値である（さらに、導体損および他の回路によるノイズがない場合、厳密に半径に依存しないことが示されている）。これらの曲線の磁場依存性は顕著である。すなわち、低磁場では明らかに、極限ＳＮＲにおいて磁気双極子の寄与率が優勢となる。しかし、磁場強度が２Ｔを超えると磁気双極子と全ＳＮＲとの差が増大し、４Ｔを超えると、電気双極子の構成要素のみで達成可能な極限ＳＮＲは、磁気双極子のみで達成され得るＳＮＲよりも大きい。
【００１９】
図７には、シリンダ軸に沿った点（ρ＝０，ｚ＝０）における極限固有ＳＮＲを得るために必要とされる、半径３０ｃｍの外部円筒面上の電流パターンが示されている。図中の箙プロットは、ｚ位置が横座標に沿っており、角度φ＝−１８０°からφ＝＋１８０°までが縦座標に沿っている、展開された円筒面が図示されている。各点において、電流密度の相対振幅が、矢印の長さで示されており、矢印方向は、正味の電流のベクトル方向を示す。これらの電流パターンは、極限固有ＳＮＲの計算中に導出される重みを使用される電流の基底系に適用することで計算される。これらは着目する点のみに適用する。例えば、ｚに沿って点をシフトさせると、最終的な電流パターンの対応するシフトを生じさせる。図７には、最適な電流分布の挙動が、磁場強度および電流の基本構成要素の関数として示されている。シリンダ軸の対称性から、示されている全ての電流パターンは、０において、一周期の正弦変調を共通に有している。低磁場（０．０２Ｔ）では、最終的な磁気双極子の電流分布は、着目している点を中心とする一対のループ分布と似ている。最終的な電気双極子パターンは、一対の線形要素分布と似ている。全電流分布においては、磁気双極子の寄与率が優勢である。磁場強度が３Ｔから７Ｔまで増加すると、組み合わせパターンは電気双極子の寄与率に著しく影響され、電気および磁気双極子パターンは両方とも、単純な対称形ではなくなる。図２〜４において磁場強度の増加と共に観測される、最終的な磁気双極子のＳＮＲと有限円筒状ウィンドウアレイの予測されるＳＮＲとの間の差が増加することで、この複雑な形状についてある程度は説明される。磁場強度が高い場合、非常に多くの小さな素子が複雑で最適な電流パターンを近似するために必要とされる。これらの結果により、電気双極子要素および／または非対称形のループ要素をリモートボディアレイ構造に組み込むことは、磁場強度が高い場合には有利である、との可能性が示される。
【００２０】
ここで記載されているシミュレーションの制限の１つは、均一な電気特性を有する有限の誘電体シリンダは、完全に現実的なボディモデルではないということである。しかし、シミュレーションにおいて観測される一般的な傾向は、より複雑なボディ構造に維持されていると予測される。コイルおよび受信機の連鎖ノイズは、シミュレーションに含まれている。我々のノイズモデルでは予想されない任意のコイルノイズは、大きな半径を有するアレイのＳＮＲの利点を選択的に低減する可能性もある。なぜなら、ボディから離れた任意の素子において一旦、ボディに基づく損失ではなくコイルによる損失が優勢になると、ボディコイルの距離が増加することによる信号のさらなる任意の低減は、ノイズに対応する低減とバランスが取れなくなる。従って、実際のリモートボディアレイにおいて、コイルおよび回路から生じたノイズ源を制御することが重要である。以下に、コイルノイズを制限するための様々な技術について述べる。シミュレーションのためのノイズモデルには、アレイ素子間のノイズ結合も含まれるが、電磁結合および他の電気的相互作用は、明示的には含まれない。これらの相互作用により、ボディアレイの性能も低下する可能性があり、電気的設計を注意深く行うことが要求される。それにも関らず、いかなるＳＮＲの損失も招くことなく、ソフトウェアにおいて、ある程度の緩やかな結合は補償され得ることが証明されている（Ohliger MA1 Ledden P, McKenzie CA1 Sodickson DK. Effects of inductive coupling on parallel MR image reconstructions. Magn Reson Med 2004;52(3):628-39）。このようなソフトウェアによる補償は、実際のリモートボディアレイの構成に直接的な方法で組み込むことが可能である。一方で、ＲＦコイルアレイに通常用いられる分離された配置形状を近似するために、図１のように、隣接するアレイ素子間は１０％重なるように選択され、さらに、プリアンプの分離構成では、ノイズモデルに含まれる、プリアンプによるノイズレベルを近似することが想定される。
【００２１】
本発明の実施形態は、磁石ボアにライニングされた、または、組み込まれた素子を有していてもよい。図１Ｂに示されているように、各包囲リングにおける素子は、結合部分が最小となるように重なりあい、さらに、個々のアレイ素子の角が一列に並ばないように交互に配列される。
【００２２】
ボアに組み込まれている素子に加えて、アレイ素子を患者テーブルに組み込むこともできる。
【００２３】
送信モードおよび受信モードの両方で動作するアレイに、複数の素子を使用することもできる。送信モードにおけるアレイ素子の動作により、従来のボディコイルは必要なくなる。すべての素子は、受信素子もしくは送信素子のいずれかとして選択的に動作可能であり、または、有効な送信素子の数が受信素子の数よりも少なくなるように、スイッチングマトリックスを使用してもよい。これによって、個々の素子への配電のためのハードウェアを節約できる。
【００２４】
Ｑを改善し、かつ、コイルが原因であるノイズを減少させるために、金属導電体で構成されている個々のコイルは、超伝導体の薄膜で被覆されてもよい。
【００２５】
ＲＦシールドもまた、超伝導膜で覆われていてもよい。
【００２６】
冷却のために液体窒素または低温ガス流が使用されてもよく、適切な熱絶縁が提供され得る。
【００２７】
コイルのノイズを低減するために、リモートアレイが、主要な超伝導磁石のためのクリオスタットに組み込まれてもよい。
【００２８】
クリオスタットの外部での送受信機能は、例えば、電磁結合または静電結合などの非ガルバニック結合によって結合されてもよい。バンド幅を向上させるために、共鳴度の高い、超伝導コイルが過結合されてもよい。
【００２９】
他の改良および変形例が提示されてもよいが、発明者の意図は、改良および変形例は全て、正当かつ適切に従来技術に対する貢献の範囲内にあり、本明細書で認められた特許の範囲内にあることを意図している。
【図１Ａ】
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【図１Ｂ】
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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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【国際調査報告】
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