JP7693382B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents

Description

特許法第３０条第２項適用 令和２年８月８日～１４日ＩＳＭＲＭ ＆ ＳＭＲＴ Ｖｉｒｔｕａｌ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ ＆ Ｅｘｈｉｂｉｔｉｏｎ，仮想会議及び展示会（Ｗｅｂ上）にて発表。

本発明は、ＭＲＩ装置に関し、特に、ＭＲＩシステムと共に使用されるＭＲＩシステム用コイル・インサート、コイル・インサートを含むＭＲＩシステム又は他の構成要素を含むＭＲＩシステムを備えるＭＲＩシステム装置、並びにＭＲＩシステム装置を備えるエコー・プラナー法分光イメージング・システム、及びＭＲＩシステムを動作させる方法に関する。

磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）システムは、被検体のイメージングに、また磁気共鳴分光イメージング（ＭＲＳＩ：Magnetic Resonance Spectroscopy Imaging）の場合はスペクトル情報を獲得するのにも、広く使用されている。ＭＲＩシステムは、一般的に、大きい静磁場Ｂ_０を作る磁石構成と、交流磁場Ｂ_１を発生させ、磁気共鳴信号を収集する（即ち、磁気共鳴データを獲得する）一組の高周波数コイル又はアンテナと、Ｂ_０磁場における空間符号化を可能にして断層撮影イメージングができるようにする一組の勾配磁場コイルとを備える。更に、ＭＲＳＩの場合、勾配磁場コイルは分光符号化（spectroscopic encoding）を可能にするのにも使用される。

磁気共鳴信号の空間符号化は、一般的に、検査される被検体が中に位置するスキャナ・ボアの周りに位置する勾配磁場コイルによって作られる、３つの磁場勾配（Ｘ、Ｙ、Ｚ）の高速スイッチングによって達成される。

一般的に、既存のシステムでは、勾配磁場コイルは、０～１０ｋＨｚの範囲で駆動される。勾配磁場コイルは可聴範囲（２０Ｈｚ～２０ｋＨｚ）内で駆動されるので、切り替わる勾配において、またそれによって誘発されるローレンツ力によって生じるノイズを低減するのに、相当の労力が払われてきた。かかる方法としては、生じるノイズを減衰する材料を使用することが挙げられる。

ＭＲＩの時空間解像度を強化するため、勾配系を「より高速で」「より強力に」駆動することができる。即ち、より大きい勾配スルー・レート（Ｔ／ｍ／ｓ）及びより大きい勾配強度（ｍＴ／ｍ）を有する。現在の勾配性能は、主に、強力な磁場勾配の速すぎるスイッチングによって誘発される、不快な末梢神経刺激（ＰＮＳ：Peripheral Nerve Stimulations）によって限定される場合がある。勾配のスイッチングは、筋肉及び神経などの導電性組織における電界及び電流を誘発し、神経脱分極及び最終的には神経刺激をもたらすことがある。

したがって、聴覚効果及び／又は末梢神経刺激による患者にとっての物理的不快感を増加させることなく、性能を向上させることができる、ＭＲＩ装置及びＭＲＩ装置の操作方法を開発することが望ましい。同様に、ＭＲＩプロセス自体の性能の向上の有無にかかわらず、聴覚効果及び／又は末梢神経刺激及び／又は他の不快感の原因を低減することができる、ＭＲＩ装置及びＭＲＩ装置の使用方法を作成することが望ましいであろう。また、患者の不快感を最小限に抑え、並びに／或いはスキャンを獲得するのに掛かった時間による影響がより少ない結果を得るため、スキャンをより迅速に完了することができるかも興味深い。

本発明の第１の態様によれば、ＭＲＩシステムのボア内で使用されるＭＲＩシステム用コイル・インサートであって、それぞれの軸線に沿って空間的に変動する磁場を作ると共に、超音波周波数で電気的に駆動されるように配置された、少なくとも１つの勾配磁場コイルを備える、コイル・インサートが提供される。

これにより、主要ＭＲＩシステムの機能性をインサートと組み合わせて使用して、検査を行うのを可能にすることができる。超音波周波数の使用には様々な利点がある。第１に、ローレンツ力が支配する時間が少ないので、コイル自体に掛かる力をより少なくすることができる。これは、コイルが、より従来的な周波数で駆動される場合よりも軽量であり得ることを意味するので、コイルは物理的に異なるものであり得、それらを支持する構造は異なるものであり得る。第２に、勾配のスイッチングが患者には聞こえなくなる。第３に、超音波周波数が使用される場合、検査を受けている患者の末梢神経刺激（ＰＮＳ）を少なくできることが見出されている。これは、神経が切り替わる磁場に反応するのに十分な時間がないためと考えられる。

コイル・インサートは、勾配磁場コイル巻線がない中央領域を有してもよい。これは、患者の頭部がインサート内に位置するときに患者が見通すことができる窓をインサートに設けるのを可能にすることができる。これは、より軽量のコイル／コイルに対するより少ない力を使用することによって容易にすることができる。

インサートはほぼ円筒状であってもよい。インサートは主軸を有してもよい。主軸は、インサートが使用される主要ＭＲＩシステムのボアの主軸と整列させるように配置されてもよい。そのような場合、インサート及び主要ＭＲＩシステムの軸線は、互いに平行であるか又は互いに一致することによって整列されてもよい。

少なくとも１つの勾配磁場コイルは、インサートの主軸に沿った空間的に変動する磁場を作るＺ勾配磁場コイルを備えてもよい。少なくとも１つの勾配磁場コイルは、インサートの主軸に対して横断方向の空間的に変動する磁場を作る、Ｘ勾配磁場コイル又はＹ勾配磁場コイルを備えてもよい。

コイル・インサートは、第１のそれぞれの軸線に沿った空間的に変動する磁場を作る第１の勾配磁場コイルと、第２のそれぞれの軸線に沿った空間的に変動する磁場を作る第２の勾配磁場コイルとを備えてもよい。

第１の勾配磁場コイルは、インサートの主軸に沿った空間的に変動する磁場を作るＺ勾配磁場コイルであってもよく、第２の勾配磁場コイルは、インサートの主軸に対して横断方向の空間的に変動する磁場を作る、Ｘ勾配磁場コイル又はＹ勾配磁場コイルであってもよい。

コイル・インサートが第１の勾配磁場コイル及び第２の勾配磁場コイルを備える場合、コイル・インサートは、勾配磁場コイル巻線を有さない中央領域を依然として有していてもよい。

コイル・インサートは、第１の軸線及び第２の軸線に対して横断方向である第３のそれぞれの軸線に沿った空間的に変動する磁場を作る、第３の勾配磁場コイルを備えてもよい。しかしながら、一般的に、勾配磁場コイル巻線を有さない中央領域を提供するのが容易になることから、１つ又は２つの勾配磁場コイルを提供し、第３の勾配磁場コイルは提供しないことが好ましい。

主要ＭＲＩシステムは、それ自体の勾配磁場コイルを有することになり、それらは動作中、インサートの勾配磁場コイルと協働して使用されてもよい。したがって、例えば、インサートが、特定の軸線に沿った空間的に変動する磁場を作る勾配磁場コイルを有さない場合、その軸線における空間符号化は、主要ＭＲＩシステムの勾配磁場コイルを使用して遂行されてもよい。

Ｚ勾配磁場コイルは、少なくとも一組の巻線を備えてもよい。

Ｚ勾配磁場コイルは、インサートの第１の端部に提供される第１の組の巻線と、インサートの第２の端部に提供される第２の組の巻線とを備えてもよい。一連の実施例では、第１及び第２の組の巻線の間の領域は、Ｚ勾配磁場コイル巻線を有さなくてもよい。

巻線がない中央領域を作成することは、線形性が低い磁場に結び付くことがあるが、この種のインサートでは許容できるものと判断されてきた。特に、インサートが、患者の頭部に関与する検査に使用される場合である。ここでは、インサートが長い長さを有する必要はない。

いくつかの例では、Ｚ勾配磁場コイルは二組を超える巻線を備えてもよい。例えば、四組以上の巻線が提供されてもよい。

巻線は、Ｚ軸上で区分された勾配（segmented gradient）を提供するのを可能にするように配置されてもよい。即ち、Ｚ軸に沿って連続した、つまり線形の勾配を提供するのではなく、軸線に沿った一連の勾配部分が提供される。これは、Ｚ軸全体に沿った勾配を設定するのに、より小さい最大絶対磁場が使用されてもよいことを意味する。これは次いで、検査を受けている患者の末梢神経刺激（ＰＮＳ）を最小限に抑える助けとなり得る。この配置は、より長いインサートの場合、つまりＺ軸がより長い場合に、より有用である。かかるインサートは、患者のより長い領域を検査するためのものであってもよく、全身用インサートであってもよい。

換言すれば、巻線は、Ｚ軸に沿った空間的に単調でない勾配を提供するのを可能にするように配置されてもよい。

巻線は、Ｚ軸に沿った空間的に多葉性の（multi-lobed）勾配を提供するのを可能にするように配置されてもよい。

巻線は、Ｚ軸に沿った空間的に振動する勾配を提供するのを可能にするように配置されてもよい。

巻線は、Ｚ軸に沿った多項式状又は正弦曲線状の空間的変動を有する勾配を提供するのを可能にするように配置されてもよい。

ここで、これらの勾配パターンに言及する際、Ｚ軸に沿って見た磁場の振幅／サイズの変動に言及していることが理解されるであろう。

Ｚ勾配磁場コイルの巻線は２つの層で提供されてもよく、２つの層のうち第１の層の巻回は、２つの層のうち第２の層の巻回と整列せずに提供される。これは、達成可能な空間符号化を改善する助けとなり得る。

Ｚ勾配磁場コイルの第１の組の巻線は２つの層で提供されてもよく、２つの層のうち第１の層の巻回は、２つの層のうち第２の層の巻回と整列せずに提供される。Ｚ勾配磁場コイルの第２の組の巻線は２つの層で提供されてもよく、２つの層のうち第１の層の巻回は、２つの層のうち第２の層の巻回と整列せずに提供される。

Ｘ勾配磁場コイル又はＹ勾配磁場コイルは、少なくとも一組の巻線を備えてもよい。

Ｘ勾配磁場コイル又はＹ勾配磁場コイルは、インサートの径方向で対向する側に提供される一対の巻線を備えてもよい。対の各巻線は、複数のらせん状に巻かれた巻回を備えてもよく、一周の巻回はそれぞれ、内側弓状セグメントと、外側弓状セグメントまで外側に延在する第１の端部セグメントと、外側弓状セグメントから次の巻回の対応する内側弓状セグメントまで内側に延在する第２の端部セグメントとを有する。各内側弓状セグメントはインサートの側壁に沿ってもよい。各外側弓状セグメントはインサートの側壁に沿ってもよい。

Ｚ勾配磁場コイルが提供され、上述したような第１及び第２の組の巻線を備える場合、Ｘ又はＹ勾配磁場コイルが提供され、軸線方向でＺ勾配磁場コイルの第１及び第２の組の巻線の間にインサート内に配設されてもよい。

Ｘ又はＹ勾配磁場コイルは、インサートの径方向で対向する側に、また軸線方向でＺ勾配磁場コイルの第１及び第２の巻線の間に提供される、第３の組の巻線及び第４の組の巻線を備えてもよい。したがって、第３及び第４の組の巻線は、Ｚ勾配磁場コイル巻線がない領域に提供されてもよい。ここで、第３及び第４の組の巻線は、一対の巻線として上述したのと同じ巻線であり、この一連の実施例では、第１及び第２の巻線がＺ勾配磁場コイルに関連して定義されているという意味で、第３及び第４であることに留意されたい。

インサートに、Ｚ勾配磁場コイルの巻線及びＸ又はＹ勾配磁場コイルの巻線がない領域が存在するように、第３及び第４の組の巻線の間に、円周方向の隙間が提供されてもよい。この領域は、患者の頭部がインサート内に配設されたときに患者が見通すことができる、窓として配置されてもよい。

第３の組の巻線及び第４の組の巻線はそれぞれ、複数のらせん状に巻かれた巻回を備えてもよく、一周の巻回はそれぞれ、内側弓状セグメントと、外側弓状セグメントまで外側に延在する第１の端部セグメントと、外側弓状セグメントから次の巻回の対応する内側弓状セグメントまで内側に延在する第２の端部セグメントとを有する。

各内側弓状セグメントはインサートの側壁に沿ってもよい。各外側弓状セグメントはインサートの側壁に沿ってもよい。

かかる配置は、Ｘ又はＹ勾配磁場コイルがその長さにわたる線形磁場を生成することができる、インサートの軸線方向長さを最大限にする助けとなり得る。また、第３及び第４の組の巻線の端部間の円周方向の隙間を最大限にするのを可能にして、患者のための窓を作成するのを可能にすることができる。

インサートは、少なくとも１つの勾配磁場コイルに対する部分遮蔽コイルを備えてもよく、又は更には遮蔽コイルを備えていなくてもよい。インサートが第１の勾配磁場コイル及び第２の勾配磁場コイルを備える場合、インサートは、第１の勾配磁場コイル及び第２の勾配磁場コイルに対する部分遮蔽コイルを備えてもよく、又は更には遮蔽コイルを備えていなくてもよい。

インサートは、それぞれの勾配磁場コイルを所定の超音波周波数で共振させるように、少なくとも１つの勾配磁場コイルに電気的に接続された少なくとも１つのコンデンサを備えてもよい。これは、所定の周波数で効率よく勾配磁場コイルを駆動する助けとなる。また、高インピーダンス信号源からの低電流を使用して勾配磁場コイルを駆動できることを意味し、これにより、その領域内の他のコイル／金属物に対する誘導結合を低減することができる。

インサートが第１の勾配磁場コイル及び第２の勾配磁場コイルを備える場合、第１の勾配磁場コイルを第１の所定の超音波周波数で共振させるように、少なくとも１つの第１のコンデンサは第１の勾配磁場コイルに電気的に接続されてもよく、第２の勾配磁場コイルを第２の所定の超音波周波数で共振させるように、少なくとも１つの第２のコンデンサは第２の勾配磁場コイルに電気的に接続されてもよい。

第１の所定の超音波周波数は、第２の所定の超音波周波数と同じであってもよい。

しかしながら、好ましくは、第１の所定の超音波周波数は第２の所定の超音波周波数とは異なる。

これにより、２つの勾配磁場コイルを異なる周波数で動作させることが容易になり、それが次いで、この組み合わせによって円形又はらせん状の符号化ではなくリサジューの符号化（Lissajous encoding）が生成されるので、イメージング中により多くの空間周波数をサンプリングすることにつながり得る。次に、これによってイメージングの加速の可能性を増加させることができる。

２つの周波数を使用することによって、可聴音が生じ得るという潜在的な課題があると判断されてきた。これは、２つの周波数で作られる音の間に「うなり」が発生することによると判断されてきた。

好ましくは、第１の所定の超音波周波数と第２の所定の超音波周波数との間の周波数差は非可聴周波数である。つまり、超低周波数又は超音波周波数のどちらかである。一般的に、実際には、第１の所定の超音波周波数及び第２の所定の超音波周波数は、それらの間の周波数差が超低周波数であるように選択される。

本発明の別の態様によれば、上述したようなコイル・インサートと、少なくとも１つの勾配磁場コイルを超音波周波数で電気的に駆動する信号発生器装置とを備える、ＭＲＩシステム用コイル・インサート装置が提供される。

少なくとも１つの勾配磁場コイルがＺ勾配磁場コイルを備える場合、コイルの巻線及び信号発生器装置は、Ｚ軸上で区分された勾配を提供するように配置されてもよい。

巻線及び信号発生器装置は、Ｚ軸に沿った空間的に単調でない勾配を提供するように配置されてもよい。

巻線及び信号発生器装置は、Ｚ軸に沿った空間的に多葉性の勾配を提供するように配置されてもよい。

巻線及び信号発生器装置は、Ｚ軸に沿った空間的に振動する勾配を提供するように配置されてもよい。

巻線及び信号発生器装置は、Ｚ軸に沿った多項式状又は正弦曲線状の空間的変動を有する勾配を提供するように配置されてもよい。

インサートが第１の勾配磁場コイル及び第２の勾配磁場コイルを備える場合、信号発生器装置は、第１の勾配磁場コイルを第１の選択された超音波周波数で駆動し、第２の勾配磁場コイルを第２の選択された超音波周波数で駆動するように配置されてもよい。第１及び第２の周波数は互いに同じであってもよい。第１及び第２の周波数は互いに異なってもよい。

好ましくは、第１の選択された超音波周波数と第２の選択された超音波周波数との間の周波数差は非可聴周波数である。つまり、超低周波数又は超音波周波数のどちらかである。一般的に、実際には、第１の選択された超音波周波数及び第２の選択された超音波周波数は、それらの間の周波数差が超低周波数であるように選択される。

第１の選択された周波数は、第１の所定の周波数と同じであってもよい。第２の選択された周波数は、第２の所定の周波数と同じであってもよい。

したがって、第１及び第２のコイルは、コイルを選択された周波数で共振させるコンデンサが提供されるか否かにかかわらず、選択された周波数で駆動されてもよいが、コンデンサが提供され、コイルがそれぞれの共振周波数で駆動されることが好ましいことが注目される。

本発明の別の態様によれば、主要ボアを有するＭＲＩシステムと、前記ボア内で使用される上述したようなＭＲＩシステム用コイル・インサートとを備える、ＭＲＩシステム装置が提供される。

本発明の別の態様によれば、主要ボアを有するＭＲＩシステムと、前記ボア内で使用するようにコイル・インサートが配置された、上述したようなＭＲＩシステム用コイル・インサート装置とを備える、ＭＲＩシステム装置が提供される。

ＭＲＩシステム用コイル・インサートの文脈で上述の特徴について述べてきたが、文脈が許容すれば、ＭＲＩシステム自体に上述の特徴及び発想を使用することができる。

したがって、本発明の別の態様によれば、コイル装置を備え、コイル装置が、それぞれの軸線に沿って空間的に変動する磁場を作ると共に、超音波周波数で電気的に駆動されるように配置された、少なくとも１つの勾配磁場コイルを備える、コイル装置を備えるＭＲＩシステムが提供される。

概して、上述の任意の特徴は、文脈が許容すれば、本発明のこの態様に対する任意の特徴でもある。簡潔にするため、全てが本明細書で繰り返されるものではないが、一部は例として明示的に記述される。

ＭＲＩシステムは、少なくとも１つの勾配磁場コイルを超音波周波数で電気的に駆動する信号発生器装置を備えてもよい。

一連の実施例では、少なくとも１つの勾配磁場コイルはＺ勾配磁場コイルを備え、コイルの巻線及び信号発生器装置は、Ｚ軸上に区分された勾配を提供するように配置される。

換言すれば、巻線及び信号発生器装置は、Ｚ軸に沿った空間的に単調でない勾配を提供するように配置されてもよい。

巻線及び信号発生器装置は、Ｚ軸に沿った空間的に多葉性の勾配を提供するように配置されてもよい。

巻線及び信号発生器装置は、Ｚ軸に沿った空間的に振動する勾配を提供するように配置されてもよい。

巻線及び信号発生器装置は、Ｚ軸に沿った多項式状又は正弦曲線状の空間的変動を有する勾配を提供するように配置されてもよい。

ＭＲＩシステムは、それぞれの勾配磁場コイルを所定の超音波周波数で共振させるように、少なくとも１つの勾配磁場コイルに電気的に接続された少なくとも１つのコンデンサを備えてもよい。

コイル装置は、第１の勾配磁場コイル及び第２の勾配磁場コイルを備えてもよく、第１の勾配磁場コイルを第１の所定の超音波周波数で共振させるように、少なくとも１つの第１のコンデンサは第１の勾配磁場コイルに電気的に接続されてもよく、第２の勾配磁場コイルを第２の所定の超音波周波数で共振させるように、少なくとも１つの第２のコンデンサは第２の勾配磁場コイルに電気的に接続される。

第１の所定の超音波周波数は、第２の所定の超音波周波数と同じであってもよい。

しかしながら、好ましくは、第１の所定の超音波周波数は第２の所定の超音波周波数とは異なる。

好ましくは、第１の所定の超音波周波数と第２の所定の超音波周波数との間の周波数差は非可聴周波数である。つまり、超低周波数又は超音波周波数のどちらかである。一般的に、実際には、第１の所定の超音波周波数及び第２の所定の超音波周波数は、それらの間の周波数差が超低周波数であるように選択される。

コイル装置が第１の勾配磁場コイル及び第２の勾配磁場コイルを備える場合、信号発生器装置は、第１の勾配磁場コイルを第１の選択された超音波周波数で駆動し、第２の勾配磁場コイルを第２の選択された超音波周波数で駆動するように配置されてもよい。第１及び第２の周波数は互いに同じであってもよい。第１及び第２の周波数は互いに異なってもよい。

好ましくは、第１の選択された超音波周波数と第２の選択された超音波周波数との間の周波数差は非可聴周波数である。つまり、超低周波数又は超音波周波数のどちらかである。一般的に、実際には、第１の選択された超音波周波数及び第２の選択された超音波周波数は、それらの間の周波数差が超低周波数であるように選択される。

第１の選択された周波数は、第１の所定の周波数と同じであってもよい。第２の選択された周波数は、第２の所定の周波数と同じであってもよい。

本発明の別の態様によれば、上述したようなＭＲＩシステム装置の操作方法が提供される。

本発明の更なる態様によれば、磁気共鳴データを獲得する獲得部と、獲得した磁気共鳴データから画像及び分光情報を再構築する再構築部とを有する、ＭＲＩシステム装置を備える、エコー・プラナー法分光イメージング・システムが提供され、
獲得部が、
単バンド又はマルチバンドＲＦパルスを出力するように配置された、ＲＦ送信装置と、
第１のそれぞれの軸線に沿った空間的に変動する磁場を作る、超音波周波数で駆動されるように配置された第１の勾配磁場コイルと、第２のそれぞれの軸線に沿った空間的に変動する磁場を作る、超音波周波数で駆動されるように配置された第２の勾配磁場コイルと、
第１の勾配磁場コイルを第１の選択された超音波周波数で電気的に駆動し、第２の勾配磁場コイルを第２の選択された超音波周波数で駆動する、信号発生器装置と、を備え、
信号発生器装置が、磁気共鳴データを獲得する一部として、読出し期間中に、複数のチャープ・パルスを第１の勾配磁場コイルに適用し、複数のチャープ・パルスを第２の勾配磁場コイルに適用して、スペクトル符号化及び空間符号化を第１及び第２それぞれの軸線において達成するように構成され、
獲得部が、前記読出し期間中、磁気共鳴データを読み出すように配置され、再構築部が、前記読出し期間中に読み出された磁気共鳴データから、画像及び画像に関するスペクトル情報を再構築するように配置される。

これによって、各チャープの持続時間での空間符号化、及び読出し期間の持続時間にわたる空間符号化を可能にすることができる。超音波周波数及び一連のチャープを使用することによって、既存の技術を用いて達成されるよりも著しく短い検査期間に関連するＭＲＳＩデータ、つまりＭＲＩ画像及び関連するスペクトル・データを取得することが可能である。これは、時間に伴う変化、例えば、検査期間中の被検体における代謝物の流れ又は代謝物の化学変化によって、情報が損失又は混乱するのを回避することができる。

各チャープ・パルスは、１００ミリ秒未満、好ましくは１０ミリ秒未満の長さを有してもよい。一実施例では、各チャープ・パルスは１ミリ秒程度の長さを有する。別の実施例では、各チャープ・パルスは０．５ミリ秒程度の長さを有する。

信号発生器装置は、前記読出し期間中に少なくとも１０のチャープ・パルスを、好ましくは少なくとも５０のパルスを適用するように構成されてもよい。一実施例では、２００のチャープ・パルスが読出し期間に適用されてもよい。

したがって、読出し期間は、例えば約１００ミリ秒程度、例えばそれぞれが０．５ミリ秒の２００個のチャープ・パルス、又は２００ミリ秒、例えばそれぞれが１ミリ秒の２００個のチャープ・パルスであってもよいことが分かる。これは次に、それぞれ２ｋＨｚ及び１ｋＨｚの帯域幅、並びにそれぞれ１０Ｈｚ及び５Ｈｚ程度のスペクトル・データの解像度につながり得る。

獲得部は、一組の磁気共鳴データを生成するために、複数の読出し期間中に磁気共鳴データを獲得するように配置されてもよい。

獲得部は、各読出し期間の開始前にＲＦ送信装置に単バンド又はマルチバンドＲＦパルスを出力させるように配置されてもよく、獲得は、各読出し期間中に、それぞれの複数のチャープ・パルスを第１の勾配磁場コイルに適用し、それぞれの複数のチャープ・パルスを第２の勾配磁場コイルに適用して、スペクトル符号化及び空間符号化を第１及び第２それぞれの軸線において達成するように構成されてもよい。

再構築部は、前記複数の読出し期間中に読み出された一組の磁気共鳴データから、画像及び画像に関するスペクトル情報を再構築するように配置されてもよい。

第１の選択された超音波周波数及び第２の選択された超音波周波数は同じ周波数であってもよい。

好ましくは、第１の選択された超音波周波数は第２の選択された超音波周波数とは異なる。

好ましくは、第１の選択された超音波周波数と第２の選択された超音波周波数との間の周波数差は非可聴周波数である。つまり、超低周波数又は超音波周波数のどちらかである。一般的に、実際には、第１の選択された超音波周波数及び第２の選択された超音波周波数は、それらの間の周波数差が超低周波数であるように選択される。

獲得部は、第１の勾配磁場コイルを第１の所定の超音波周波数で共振させるように、第１の勾配磁場コイルに電気的に接続された少なくとも１つの第１のコンデンサと、第２の勾配磁場コイルを第２の所定の超音波周波数で共振させるように、第２の勾配磁場コイルに電気的に接続された少なくとも１つの第２のコンデンサとを備えてもよい。

第１の所定の超音波周波数は、第２の所定の超音波周波数と同じであってもよい。

しかしながら、好ましくは、第１の所定の超音波周波数は第２の所定の超音波周波数とは異なる。

好ましくは、第１の所定の超音波周波数と第２の所定の超音波周波数との間の周波数差は非可聴周波数である。つまり、超低周波数又は超音波周波数のどちらかである。一般的に、実際には、第１の所定の超音波周波数及び第２の所定の超音波周波数は、それらの間の周波数差が超低周波数であるように選択される。

第１の選択された周波数は、第１の所定の周波数と同じであってもよい。第２の選択された周波数は、第２の所定の周波数と同じであってもよい。

獲得部は更に、第３のそれぞれの軸線に沿った空間的に変動する磁場を作るため、電気的に駆動されるように配置される、第３の勾配磁場コイルを備えてもよい。信号発生器装置は、第３の勾配磁場コイルを電気的に駆動するように配置されてもよく、特に、第３のそれぞれの軸線における空間符号化を提供して、それぞれの読出し期間中若しくはそれぞれの複数の読出し期間中に上述の磁気共鳴データ又は一組の磁気共鳴データが獲得される、検査を受けている被検体のスライスを選択するのを可能にするように配置されてもよい。

獲得部は、獲得されたデータの信号対雑音比の改善を容易にするように、後続の過程において更なる磁気共鳴データ又は更なる一連の磁気共鳴データを獲得するように配置されてもよい。

獲得部は、後続の過程において更なる磁気共鳴データ又は更なる一連の磁気共鳴データを獲得して、検査を受けている被検体の異なるスライスが、第３のそれぞれの軸線における空間符号化を使用して選択されるように配置されてもよい。

ＭＲＩシステム装置は、主要ボアを有するＭＲＩシステム、と前記ボア内で使用されるＭＲＩシステム用コイル・インサート装置とを備えてもよい。

インサートは、第１の勾配磁場コイル及び第２の勾配磁場コイルを備えてもよい。

インサートは、本発明の第１の態様によるコイル・インサートを備えてもよい。

第３の勾配磁場コイルは、ＭＲＩシステム自体の勾配磁場コイルであってもよい。これによって、この勾配磁場コイルが患者から遠ざけられて、インサートの窓が妨げられないようにする助けとするのを可能にすることができる。

一般的に、ＭＲＩシステムは、やはり、第１のそれぞれの軸線に沿った空間的に変動する磁場を作り、第２のそれぞれの軸線に沿った空間的に変動する磁場を作るように配置された、更なるそれぞれの勾配磁場コイルを備える。しかしながら、本発明の上述の更なる態様にしたがって磁気共鳴データの獲得を実施する際、少なくとも幾つかの例では、これらの更なるそれぞれの勾配磁場コイルは使用されないままのことがある。

他の実現例では、インサートが存在しないことがあり、それよりもむしろ、本発明の上述の更なる態様の第１及び第２の勾配磁場コイルが、ＭＲＩシステムの主本体に提供されることがある。

他の実現例では、主要ＭＲＩシステム及びインサートの両方において、更には同じ軸線上で、勾配磁場コイルが利用されることがある。したがって、例えば、インサート内及び主要ＭＲＩシステム内のＺ勾配磁場コイルは両方とも、符号化に使用されることがある。

本発明の別の態様によれば、磁気共鳴データを獲得する獲得部と、獲得した磁気共鳴データから画像及びスペクトル情報を再構築する再構築部とを有する、ＭＲＩシステム装置を使用する、エコー・プラナー法分光イメージング方法が提供され、
方法は、
単バンド又はマルチバンドＲＦパルスを、検査を受けている被検体に適用することと、
第１の勾配磁場コイルを第１の超音波周波数で電気的に駆動して、第１のそれぞれの軸線に沿った空間的に変動する磁場を作ることと、第２の勾配磁場コイルを第２の超音波周波数で電気的に駆動して、第２のそれぞれの軸線に沿った空間的に変動する磁場を作ることと、
磁気共鳴データを獲得する一部として、読出し期間中に、複数のチャープ・パルスを第１の勾配磁場コイルに適用し、複数のチャープ・パルスを第２の勾配磁場コイルに適用して、スペクトル符号化及び空間符号化を第１及び第２それぞれの軸線において達成することと、
前記読出し期間中に磁気共鳴データを読み出すことと、
前記読出し期間中に読み出された磁気共鳴データから、画像及び画像に関するスペクトル情報を再構築することとを含む。

一般用語において、また文言の必要な修正を含めて、上記した本発明の任意の態様に従う上記に定義した更なる特徴は全て、上記に定義した本発明の他の全ての態様の更なる特徴として適用可能であることに留意されたい。これら更なる特徴は、簡潔にするため、本発明の各態様の後に再記述されない。

以下、本発明の実施例について、単なる例として、添付図面を参照して記載する。

ＭＲＩシステム装置の概略図である。 図１に示されるＭＲＩシステム装置で使用されてもよいタイプであって、Ｚ勾配磁場コイルを有する、ＭＲＩシステム用コイル・インサートを示す概略図である。 Ｚ勾配磁場コイルのみを示す代替のＭＲＩシステム用コイル・インサートの一部、及びインサートのＸ又はＹ勾配磁場コイルを示す概略図である。 図３に示されるＸ又はＹ勾配磁場コイルの巻線パターンを、従来のＸ又はＹ勾配磁場コイルの一部と比較して、更に詳細に示す図である。 区分されたＺ軸勾配を作る、代替のＭＲＩシステム用コイル・インサートにおけるＺ勾配磁場コイルの代替の一組の巻線を示す図である。 図１に示されるタイプのＭＲＩシステム装置を用いて実施されてもよい、エコー・プラナー法分光イメージング技術を示すタイミング図である。

図１は、この例では、主要ＭＲＩシステム１とＭＲＩシステム用コイル・インサート２とを備える、ＭＲＩシステム装置を概略的に示している。この実施例では、主要ＭＲＩシステム１の構造及び動作は大部分が従来的である。したがって、主要ＭＲＩシステムの様々な態様を図面に図示し後述する一方で、ＭＲＩシステム１の他の態様は詳細には図示又は記載しないが、当然ながら、これらの詳細はＭＲＩ検査の分野で良く知られ理解されている。

ＭＲＩシステム・インサート２は、既存のＭＲＩシステムと協働して供給され使用されるように配置される。当然ながら、これは、全く新しいＭＲＩシステムを開発する必要があるというよりも、既存のＭＲＩシステムが本発明の発想を利用するように適合されてもよいことを意味するので、商業的に有利である。つまり、代替例では、図１に示されるＭＲＩシステム装置は最初から作製されてもよく、更なる代替例では、そのように所望ならば、インサート２の特徴及び機能がＭＲＩシステム１の主本体に組み込まれてもよい。

図１では、ＭＲＩシステム用コイル・インサート２は、明瞭にするため、主要ＭＲＩシステム１の外部に示されている。しかしながら、動作の際、インサート２は、主要ＭＲＩシステム１の主要ボアＢ内の位置へ、図１に点線で示される位置へと移動される。図２は、インサート２がＭＲＩシステム１のボアＢの外部にある図１に示される位置に対応する図２に示される位置と、ＭＲＩシステム１のボアＢ内部の位置との間で摺動的に移動可能であるようにして、ＭＲＩシステム１のベッド３に取り付けられた、図１に示されるタイプのインサート２を概略的に示している。

様々な異なる形態のインサートが提供されてもよい。

図２に示されるインサート２’は、インサート２の各端部に１つずつ設けられた第１の組の巻線２ｚ１と第２の組の巻線２ｚ２とを備える、インサートＺ勾配磁場コイル２ｚを備える。

Ｚコイル巻線が、第１の組の巻線２ｚ１と第２の組の巻線２ｚ２との間の中央領域にはないことが、最適ではない磁場につながり得るが、少なくとも一部の状況では、これらの不完全さは許容可能であると判断されている。一例として、人の頭部の診察で使用されるインサートにおける、第１の組の巻線２ｚ１及び２ｚ２の間の空間が比較的小さいので、これらの不完全さは許容可能である。

図１に示されるインサート２は、第１及び第２の組の巻線２ｚ１及び２ｚ２を備える類似のインサートＺ勾配磁場コイル２ｚを備え、第１及び第２の組の巻線２ｘ１及び２ｘ２を備えるインサートＸ勾配磁場コイル２ｘを更に備える。これらの組の巻線は、図３に分離して更に明確に示されている。

図１及び３のインサート２及び図２のインサート２’の両方において、各組のＺ巻線２ｚ１、２ｚ１自体が、二組のらせん状に巻かれた巻回２ｚ１ａ、２ｚ１ｂ、２ｚ２ａ、２ｚ２ｂを備える。第２の層２ｚ１ｂ、２ｚ２ｂは、それぞれの第１の層２ｚ１ａ、２ｚ２ａの上に、ただしわずかに整列せずに巻かれるので、外側の組の導体は逆の電流方向を提供することができる。これは、勾配磁場の遮蔽を改善して、周囲の導体材料における渦電流を最小限に抑えることが見出されている。

図１及び３のインサート２におけるＸ勾配磁場コイル２ｘの巻線２ｘ１、２ｘ２の巻線パターンは、図３と組み合わせて図４を検討することによってより明白に分かる。

図４は、Ｘインサート勾配磁場コイル２ｘの巻線の組２ｘ１、２ｘ２を、より従来的に巻かれたＸ勾配磁場コイル（図４では「従来技術」と名づけている）の内層と比較して示している。巻線の各組２ｘ１、２ｘ２はらせん状に巻かれ、一周の巻回はそれぞれ、第１の端部セグメント２ｘ１ｂ、２ｘ２ｂを介して外側弓状セグメント２ｘ１ｃ、２ｘ２ｃに接続される内側弓状セグメント２ｘ１ａ、２ｘ２ａを備える。巻回は、次の巻回の始まりに向かって内側に戻る、第２の端部セグメント２ｘ１ｄ、２ｘ２ｄによって完成する。次の巻回は、後続の巻回の対応する内側弓状セグメント２ｘ１ａ、２ｘ２ａで始まり、同様に続く。

各内側弓状セグメントの円弧は、他の内側弓状セグメントと同じ半径を有することが分かる。同様に、各外側弓状セグメントの円弧は、他の外側弓状セグメントと同じ半径を有する。内側セグメントの円弧の半径は外側セグメントの円弧の半径よりも小さい。

この巻線の配置は、インサートの軸線方向で、従来技術の巻線の配置よりも長い線形領域につながり、二組の巻線２ｘ１、２ｘ２の端部間における、従来技術のパターンよりも大きい円周方向の隙間が可能になる。かかる巻線によって作られる磁場の性質における妥協があり得るが、本発明のシステムではこれらの問題を上回る利益があることが見出されている。

図１及び３に示されるインサート２は、患者の頭部、当然ながら特に脳の検査を行う際の使用のために設計されている。したがって、インサート２は、患者の頭部がインサートのボア内に配設されるように配置される。インサートにおけるＺ勾配磁場コイル及びＸ勾配磁場コイル２ｚ、２ｘの配置によって、ユーザの頭部がインサート２に挿入されたときにそこを通して見ることができる、窓Ｗ（図３に概略的に示され、その位置は図１に概略的に示される）をインサート２に設けることが可能になる。この窓Ｗは、所望の場合インサートの開口部であってもよく、又は透明材料が充填された開口部であってもよい。

更に、Ｘ勾配磁場コイルがない、図２に示されるタイプのインサート２’では、やはり、ユーザの頭部がインサート１内にあるときにそこを通して見ることができる、１つ又は複数の窓Ｗを作成する可能性がある。当然ながら、かかる窓を提供することは、患者の閉所恐怖の感覚に対抗する助けとなる。

ＭＲＩシステム装置は、インサート２の勾配磁場コイル２ｚ、２ｘを駆動するために提供される、信号発生器装置４を備える。

商用の用語では、この信号発生器装置４はインサート２と共に提供されてもよく、これらを併せて、既存のＭＲＩシステム１で使用することができる、ＭＲＩシステム用コイル・インサート装置と見なすことができる。当然ながら、他の代替例でもやはり、完全なシステムが開発される場合、別個の信号発生器装置は不要なことがあり、その代わりにこれが、主要ＭＲＩシステム内に提供されるシステムに組み込まれてもよい。

信号発生器装置４は、インサート２の勾配磁場コイル２ｚ、２ｘを超音波周波数で駆動するように配置される。即ち、可聴範囲を超える周波数である。

２つ以上の勾配磁場コイルがインサート２に、例えば図１及び３に示されるタイプのインサート２にある場合、いくつかの例では、同じ超音波周波数が勾配磁場コイル２ｚ、２ｘそれぞれを駆動するのに使用されてもよい。

或いは、好ましくは、２つの勾配磁場コイル、例えば２つの勾配磁場コイル２ｚ、２ｘがインサート２にある場合、信号発生器装置４は、これらをそれぞれ異なる超音波周波数で駆動するように配置される。

一例として、いくつかの実施例では、単一の超音波周波数が使用され、２０．２ｋＨｚで設定されてもよい。２つの異なる周波数が使用される他の実施例では、これらは例えば、一方では２２ｋＨｚ、他方では１９．９ｋＨｚであってもよく、一方はＸ勾配磁場コイル２ｘを駆動するのに使用され、もう一方はＺ勾配磁場コイル２ｚを駆動するのに使用される。実際には、認識されるように、どの周波数が選択されてもよいかについて非常に多くの自由度がある。

しかしながら、第一に２つの異なる周波数が選択され、第二にこれら２つの異なる周波数の差自体が非可聴周波数であることが、特に有利であると判断されている。これは、導入部で言及したように、２つの周波数が異なる場合、好ましい空間符号化を達成することができ、非可聴範囲の周波数差を有することで、２つの選択された非可聴周波数において発生する音の間に作られる可聴の「うなり」信号の発生を回避できる。一般的に、２つの周波数は、周波数差が人間の聴覚範囲を下回るように選択されてもよい。即ち、周波数差は２０Ｈｚ以下である。

図１に概略的に示されるように、それぞれのコンデンサＣｘ、Ｃｚを介してインサートの各勾配磁場コイル２ｘ、２ｚを駆動する、信号発生器装置４が配置される。これらのコンデンサの値は、それぞれの勾配磁場コイル２ｘ、２ｚを、信号発生器装置４によって駆動される周波数で共振させるために選択される。これによって、高インピーダンス信号発生器を使用し、より低い電流を勾配磁場コイル２ｘ、２ｃに送達することが容易になり、それが次いで、それらの間の結合を低減する助けとなり得る。

勾配磁場コイルを所定の周波数で共振させるという発想は、勾配磁場コイルが１つの信号発生器によって駆動される１つの電気的実体である状況、及び勾配磁場コイルが個別に駆動されてもよい複数の別個の電気的実体で構成されるという状況を包含することに留意されたい。したがって、例えば勾配磁場コイルに複数の個別の巻線がある場合、適切なコンデンサを提供することによってそれぞれ共振するようにされる。

本発明の装置では、ＲＦ遮蔽はインサート２に、又はインサート２と主要ＭＲＩシステムとの間に提供されない。これは、別の場合であればインサート勾配磁場コイル２ｘ、２ｚが超音波周波数で駆動されたときに起こるような、渦電流の発生による損失を最小限に抑える助けとなる。同時に、インサート、及び特に勾配磁場コイル２ｘ、２ｚは、主要ＭＲＩシステムによって送信及び受信される信号に対して比較的透明である。したがって、主要ＭＲＩシステムの動作は、インサート２が主要ＭＲＩシステムのボアＢ内の定位置にある状態で継続してもよい。

一般用語では、インサート勾配磁場コイル２ｘ、２ｚ（又は超音波周波数で動作する任意の勾配磁場コイル）の近傍における導電性材料の量を最小限に抑えることは、渦電流の影響を最小限に抑えることによる効率の改善を助ける。超音波周波数で駆動される勾配磁場コイルと金属物との間の隔間が増加するほど、問題は低減される。したがって、本発明の装置では、アクティブな勾配磁場遮蔽は最適ではなく、又は更には主要ＭＲＩシステムに対しては存在せず、他の金属物が主要ＭＲＩシステム内にあるという事実は許容可能である。超音波駆動される勾配磁場コイルの近傍にある金属を最小限に抑えるというこの要求により、ｉ）かかる周波数の使用が実用的であるということが明白でなくなり、ｉｉ）主要ＭＲＩ機械ではなくインサートにそれらを含めることが、少なくとも一部の状況ではより便利になる。

図５は、インサートの代替形態に提供されてもよい、Ｚ勾配磁場コイルの代替の形態を概略的に示している。同様に、代替例でも、この形態のＺ勾配磁場コイルは新たに構築されたＭＲＩ機械１の主本体に提供されてもよい。

ここで、Ｚ勾配磁場コイルは、上述したＺ巻線の組２ｚ１、２ｚ２と同じ構造をそれぞれ有する、四組の巻線２ｚ１～２ｚ４を備える。やはり、これらの巻線は、信号発生器装置４によって駆動されるように配置され、１つ又は複数のコンデンサ（図示なし）を含めることによって、選択された駆動周波数で共振させるように配置される。

この場合、従来の場合のようにＺ勾配磁場コイルによってインサート内に、また図１～４に関して上述したインサート内に設定されるＺ勾配磁場を単調に変化させるのではなく、ここでは、区分されたＺ勾配が作られる。即ち、Ｚ勾配磁場を単調に変化させるのではなく、図５のインサートは、より複雑に変動するＺ勾配磁場を作るように配置される。特に、これは、多葉性であるように、また例えば、Ｚ軸に沿って多項式状又は正弦曲線状の変動を有するように設定されてもよい。これは次に、インサートに沿った単位長さ当たりの勾配の適切な変化を依然として提供しながら、軸線の一端から他端までの勾配磁場の差の最大振幅を制御できることを意味する。区分されたＺ勾配磁場を提供することは、特に、より長いインサートが使用される場合、即ち頭部だけよりも長い領域を検査する場合、例えばインサートが全身検査に使用されるか、又は勾配巻線が全身ＭＲＩ機械に組み込まれる場合に、有利であり得ると判断されている。更に、ＳＥＮＳＥ（感度符号化）再構築技術は、ＭＲＩの分野で良く知られているように、図５に示されるインサートによって生成されるタイプの区分されたＺ勾配を使用して、磁気共鳴データを獲得する際に得られた情報を成功裏に明らかにすることができると判断されている。更に、かかる区分されたＺ勾配を使用することで、検査される被検体におけるＰＮＳの発現を低減することができるか、或いはＰＮＳの発現が得られる前により強力なＺ勾配の使用を可能にすると判断されている。

主要ＭＲＩシステム１の簡潔な紹介に続いて、ＭＲＩシステム装置の動作について以下に記載する。

一般用語では、主要ＭＲＩシステム１は、磁気共鳴データを獲得する獲得部Ｉと、獲得した磁気共鳴データから画像及びそれらの画像に関する分光情報を再構築する再構築部Ｒとを備える。図１に示される装置では、インサート２及び信号発生器装置４は獲得部Ｉの一部を形成する。即ち、それらは、主要ＭＲＩ機械の獲得部Ｉと協働して磁気共鳴データを獲得し、データは次に、再構築部Ｒによって再構築されてもよい。

主要ＭＲＩ機械１の獲得部Ｉの要素は、一般用語では、磁石及びコイル装置５と制御システム６とを備える。制御システム６は、磁石及びコイル装置５の動作を制御する出力部６１と、磁石及びコイル装置５から帰ってくる情報を受信する受信部６２とを有する。コイル・インサート２が使用されている本発明の装置では、出力部６１は制御信号を信号発生器装置４にも発行し、いくつかの実施例では、受信部６２はインサート２からの出力も受信するが、これは任意選択である。ここに記載する装置では、磁気共鳴データの受信は主要ＭＲＩ機械１自体で実施される。

上記から示唆されるように、代替例では、インサート２及び信号発生器装置の構成要素はＭＲＩ機械自体に組み込まれてもよい。

ＭＲＩ機械は、一般的に、動作を制御し受信データを処理する、１つ又は複数の「コンピュータ」を備えることが認識されるであろう。かかるコンピュータはそれぞれ、プロセッサと、メモリと、少なくとも１つのデータ記憶デバイスとを備えてもよい。制御システム６はコンピュータ実装されてもよい。再構築部Ｒはコンピュータ実装されてもよい。

磁石及びコイル装置５は、静的磁場を作る主要磁石５１と、Ｘ、Ｙ、及びＺ勾配磁場コイル５２と、高周波数送信コイル５３と、高周波数受信コイル５４とを備える。

動作の際、出力部６１は、駆動電流を勾配磁場コイル５２に送達し、適切な高周波数送信パルスを送信コイル５３によって出力させ、受信部６２は受信コイル５４からの入力を受信する。

本発明の実施例では、出力部６１はまた、制御トリガ信号を信号発生器装置４に提供して、インサート勾配磁場コイル２ｘ、２ｚを駆動する勾配駆動信号を発生させる適切なタイミングを取ることを可能にする。

原則的に、主要ＭＲＩシステム１の勾配磁場コイル５２及びインサート２の勾配磁場コイル２ｘ、２ｚの任意の組み合わせが、所望の符号化効果をもたらすのに使用されてもよい。

最も一般的には、恐らく、インサート２がＸ勾配磁場コイル２ｘ及びＺ勾配磁場コイル２ｚを含む場合、これらは主要ＭＲＩ機械１のＹ勾配磁場コイル５２ｙと組み合わせて使用されることがある。

したがって、特定の実例では、主要ＭＲＩ機械１の勾配磁場コイル５２ｙは、被検体の特定のスライスを選択して検査するために空間符号化に使用されてもよく、インサート２のＺ及びＸ勾配磁場コイル２ｚ、２ｙは、そのスライス内の空間符号化に使用することができる。

インサートがＺ勾配磁場コイルのみを含む状況では（例えば、図２に示されるインサートでは）、主要ＭＲＩ機械１のＸ及びＹ勾配磁場コイル５２ｘ、５２ｙが、インサート２のＺ勾配磁場コイル２ｚと協働して使用されてもよい。

他の状況では、主要ＭＲＩ機械１及びインサート２の１つの特定の軸線上にある両方の勾配磁場コイルが、共に使用されてもよい。

例えば、図２に示されるインサートは、ＭＲＩ機械１からのＸ、Ｙ、及びＺ勾配磁場コイル５２ｘ、５２ｙ、５２ｚが、インサートのＺ勾配磁場コイル２ｚと併せて使用される状況で、使用されてもよい。これは、空間符号化に対する異なる選択肢を提供することができる。

上述の状況では、主要ＭＲＩ機械１の勾配磁場コイル５２は従来の周波数で駆動されるが、インサート２の勾配磁場コイルは超音波周波数で駆動される。

図６は、上述のタイプのＭＲＩシステム装置を使用して実施することができる、エコー・プラナー法分光イメージング（ＥＰＳＩ：Echo Planar Spectroscopic Imaging）技術のタイミング図を示している。特に、図１のＭＲＩシステム装置は、上記図１～３に関して記載したタイプのインサートと併せて使用されたとき、エコー・プラナー法分光イメージング・システムとして使用され、図６に示されるタイミング図にしたがって操作されてもよい。

この技術では、インサート２のＺ勾配磁場コイル２ｚは、インサート２ｘのＸ勾配磁場コイル、及び主要ＭＲＩ機械１のＹ勾配磁場コイル５２ｙと共に使用される。タイミング図６は、図６の技術を実施したときに、これらの勾配磁場コイルに適用される信号を概略的に示している。認識されるように、「Ｇｚインサート」はインサートのＺ勾配磁場コイル２ｚに適用される信号を指し、「Ｇｘインサート」はインサートのＸ勾配磁場コイル２ｘに適用される信号を指し、「Ｇｙ本体」は主要ＭＲＩ機械のＹ勾配磁場コイル５２ｙに適用される信号を指す。

更に、タイミング図では、ＲＦは、主要ＭＲＩ機械１の送信コイル５３を使用して適用される信号を示す。

各反復期間（ＴＲ）の開始時に、マルチバンド・パルスがＲＦ送信コイル５３によって適用され、スライス選択パルスがＭＲＩ機械１のＹ勾配磁場コイル５２ｙに適用される。次に、続く読出し期間に、それぞれの複数のチャープ・パルスが、一方ではインサート２のＺ勾配磁場コイル２ｚに、他方ではインサート２のＸ勾配磁場コイル２ｘに適用される。本発明の実施例では、各チャープは５００マイクロ秒の長さを有し、合計２００のかかるチャープが、読出し期間にＺ勾配磁場コイル及びＸ勾配磁場コイル２ｚ、２ｘそれぞれに適用される。

本発明の実施例では、チャープはそれぞれ、他方のチャープそれぞれと同じ波形のものであり、Ｚ勾配磁場コイル２ｚのチャープ及びＸ勾配磁場コイル２ｘのチャープは互いに同位相で適用される。しかしながら、他の可能性が使用可能である。

チャープを適用する目的は、大きいＫ空間（軸線当たりの振幅がその軸線の空間解像度を規定する）、及びＫ空間の地点／円間の距離（減衰する振幅が視野を規定する）を得ることである。

この技術を用いて、全ての空間符号化を各チャープにおいて規定することができ、一方でスペクトル情報がチャープ群にわたって、即ちこの実例では２００のチャープにわたって符号化される。チャープの数及びそれらの長さ、並びにチャープの合計長さによって、スペクトル帯域幅及び解像度が決まる。したがって、この実例では、各チャープの長さが５００マイクロ秒である場合、帯域幅は２ｋＨｚとなり、チャープの合計長さは１００ミリ秒であり、これによって１０Ｈｚ程度の解像度が得られる（緩和及び他の小さい単位の影響は除外する）。

別の実施例では、各チャープは１ミリ秒の長さであってもよい。そのような例では、２００のチャープがやはり適用される場合、これによって１ｋＨｚの帯域幅と、上述の例のような１０Ｈｚではなく、５Ｈｚ程度の解像度がもたらされる。

各チャープは、それぞれのインサート勾配磁場コイル２ｚ、２ｘが稼働するように構成される、超音波周波数の限定された時間変動する振幅の適用から成る。この実例では、２つの超音波周波数は同じであるが、他の例では、それらは異なっており、上述した更なる利益がもたらされてもよい。

本実施例では、タイミング図に示されるような結果の精度を向上するのに４つのショットが使用される。ＭＢ２における第２のマルチバンド・パルスは、第２のショットの開始に提供され、更に適切なスライス選択信号は、主要ＭＲＩ機械１のＹ勾配磁場コイル５２ｙに適用される。これに続いて、チャープの第２のシーケンスが、この第２のショットの読出し期間中に、インサート２のＺ勾配磁場コイル及びＸ勾配磁場コイル２ｚ、２ｘに適用される。プロセス全体が第３及び第４のショットで再び繰り返されるので、獲得された磁気共鳴データは、画像及び画像と関連付けられたスペクトル・データを再構築するため、再構築部Ｒに供給されてもよい。再構築システムＲは、ＳＥＮＳＥ（感度符号化）再構築を実施するソフトウェア下で構成されてもよい。

所望される場合、信号対雑音比を改善する目的でより多くのデータを得るために、上述したような更なる過程が実施されてもよい。

別の方法として、又はそれに加えて、被検体の異なる「Ｙスライス」に関して更なる過程が実施されてもよい。即ち、検査のためにスライスの第２のバッチを選択するなどのために、スライス選択の異なる一組のオフセット周波数が、ＭＲ機械１のＲＦコイル５４に適用されてもよい。

この技術を用いて各チャープで空間符号化が実施され、一組のスライスに対する完全な空間符号化及びスペクトル符号化が、１つのショットのみが使用される場合は、合計１００ミリ秒程度で、図６に示される実例のように４つのショットが使用される場合は、４００ミリ秒程度で実施されてもよいことが注目される。

これは、非常に短い期間にわたって収集された画像データ及びスペクトル・データを考慮できることを意味する。これは、はるかに長い符号化時間が必要な、より従来的な技術では起こるであろう、結果における情報の損失又は混乱を回避する助けとなり得る。より従来的なエコー・プラナー法分光イメージング技術では、データは、関心範囲全体にわたって一度に１ボクセルずつ符号化され、空間符号化が実際には最初に特定のボクセルを選択し、次に分光サンプリングがそのボクセルに関して行われてから、次のボクセルに移る。これは、数秒程度のはるかに長い検査期間につながる。

Claims (30)

1. 主要ＭＲＩシステムのボア内で使用されるＭＲＩシステム用コイル・インサートであって、
   主軸と、
   それぞれ前記主軸に平行な軸線、前記主軸に一致する軸線、及び前記主軸に対して角度をなす軸線のうちのいずれかである各軸線に沿って空間的に変動する磁場を作ると共に、１９．９ｋＨｚ以上の超音波周波数で電気的に駆動されるように配置された、少なくとも１つの勾配磁場コイルとを備え、
   前記ＭＲＩシステム用コイル・インサートが、第１の勾配磁場コイル及び第２の勾配磁場コイルを備え、前記第１の勾配磁場コイルを第１の所定の超音波周波数で共振させるように、少なくとも１つの第１のコンデンサが前記第１の勾配磁場コイルに電気的に接続され、前記第２の勾配磁場コイルを第２の所定の超音波周波数で共振させるように、少なくとも１つの第２のコンデンサが前記第２の勾配磁場コイルに電気的に接続され、
   前記第１の所定の超音波周波数が前記第２の所定の超音波周波数とは異なる、ＭＲＩシステム用コイル・インサート。
2. 勾配磁場コイル巻線がない中央領域を有する、請求項１に記載のＭＲＩシステム用コイル・インサート。
3. 患者の頭部が前記ＭＲＩシステム用コイル・インサート内に位置するときに前記患者が見通すことができる窓を前記ＭＲＩシステム用コイル・インサートに有する、請求項２に記載のＭＲＩシステム用コイル・インサート。
4. 前記ＭＲＩシステム用コイル・インサートの前記主軸に沿った空間的に変動する磁場を作るＺ勾配磁場コイルを備える、請求項１から３までのいずれか一項に記載のＭＲＩシステム用コイル・インサート。
5. 前記Ｚ勾配磁場コイルが、前記ＭＲＩシステム用コイル・インサートの第１の端部に提供される第１の組の巻線と、前記ＭＲＩシステム用コイル・インサートの第２の端部に提供される第２の組の巻線とを備える、請求項４に記載のＭＲＩシステム用コイル・インサート。
6. 前記Ｚ勾配磁場コイルが二組を超える巻線を備え、前記巻線がＺ軸上に区分された磁場勾配を提供するのを可能にするように配置される、請求項４に記載のＭＲＩシステム用コイル・インサート。
7. 前記ＭＲＩシステム用コイル・インサートの前記主軸に対して横断方向の空間的に変動する磁場を作る、Ｘ勾配磁場コイル又はＹ勾配磁場コイルを備える、請求項１から６までのいずれか一項に記載のＭＲＩシステム用コイル・インサート。
8. 前記各軸線のうちの第１の軸線に沿った空間的に変動する磁場を作る第１の勾配磁場コイルと、前記各軸線のうちの第２の軸線に沿った空間的に変動する磁場を作る第２の勾配磁場コイルとを備える、請求項１から７までのいずれか一項に記載のＭＲＩシステム用コイル・インサート。
9. 前記主軸に対して横断方向の空間的に変動する磁場を作るＸ勾配磁場コイル又はＹ勾配磁場コイルを更に備え、前記Ｘ又はＹ勾配磁場コイルが、前記ＭＲＩシステム用コイル・インサートの前記主軸に対する径方向で対向する側に、また前記ＭＲＩシステム用コイル・インサートの前記主軸に対する軸線方向で前記Ｚ勾配磁場コイルの前記第１及び第２の組の巻線の間に提供される、第３の組の巻線及び第４の組の巻線を備える、請求項５に記載のＭＲＩシステム用コイル・インサート。
10. 前記ＭＲＩシステム用コイル・インサートに前記Ｚ勾配磁場コイルの巻線及び前記Ｘ又はＹ勾配磁場コイルの巻線がない領域が存在するように、前記第３及び第４の組の巻線の間に、前記ＭＲＩシステム用コイル・インサートの円周方向の隙間が提供される、請求項９に記載のＭＲＩシステム用コイル・インサート。
11. 前記第３の組の巻線及び前記第４の組の巻線がそれぞれ、複数のらせん状に巻かれた巻回を備え、一周の巻回がそれぞれ、内側弓状セグメントと、外側弓状セグメントまで外側に延在する第１の端部セグメントと、前記外側弓状セグメントから次の巻回の対応する内側弓状セグメントまで内側に延在する第２の端部セグメントとを有する、請求項９又は請求項１０に記載のＭＲＩシステム用コイル・インサート。
12. 前記第１の所定の超音波周波数と前記第２の所定の超音波周波数との間の周波数の差が２０Ｈｚ～２０ｋＨｚの可聴範囲外の非可聴周波数である、請求項１から１１までのいずれか一項に記載のＭＲＩシステム用コイル・インサート。
13. 請求項１から１２までのいずれか一項に記載のＭＲＩシステム用コイル・インサートと、前記少なくとも１つの勾配磁場コイルを１９．９ｋＨｚ以上の超音波周波数で電気的に駆動する信号発生器装置とを備える、ＭＲＩシステム用コイル・インサート装置。
14. 前記信号発生器装置が、前記第１の勾配磁場コイルを第１の選択された超音波周波数で駆動し、前記第２の勾配磁場コイルを第２の選択された超音波周波数で駆動するように配置された、請求項１３に記載のＭＲＩシステム用コイル・インサート装置。
15. 前記第１の選択された超音波周波数と前記第２の選択された超音波周波数との間の周波数の差が２０Ｈｚ～２０ｋＨｚの可聴範囲外の非可聴周波数である、請求項１４に記載のＭＲＩシステム用コイル・インサート装置。
16. 前記第１の選択された超音波周波数が前記第１の所定の超音波周波数と同じであり、前記第２の選択された超音波周波数が前記第２の所定の超音波周波数と同じである、請求項１４又は請求項１５に記載のＭＲＩシステム用コイル・インサート装置。
17. 前記Ｚ勾配磁場コイルの各組の前記巻線及び前記信号発生器装置が前記Ｚ軸上に区分された磁場勾配を提供するように配置される、請求項６に従属するとき請求項１３に記載のＭＲＩシステム用コイル・インサート装置。
18. 主要ボアと、前記主要ボア内で使用される請求項１から１２までのいずれか一項に記載のＭＲＩシステム用コイル・インサートとを有する、ＭＲＩシステムを備える、ＭＲＩシステム装置。
19. 主要ボアを有するＭＲＩシステムと、前記主要ボア内で使用されるように配置された前記ＭＲＩシステム用コイル・インサートを含む、請求項１３から１６までのいずれか一項に記載のＭＲＩシステム用コイル・インサート装置と備える、ＭＲＩシステム装置。
20. 磁気共鳴データを獲得する獲得部と、獲得した磁気共鳴データから画像及び分光情報を再構築する再構築部とを有する、ＭＲＩシステム装置を備える、エコー・プラナー法分光イメージング・システムであって、
    前記獲得部が、
    単バンド又はマルチバンドＲＦパルスを出力するように配置された、ＲＦ送信装置と、
    第１の軸線に沿った空間的に変動する磁場を作る、１９．９ｋＨｚ以上の超音波周波数で駆動されるように配置された第１の勾配磁場コイルと、第２の軸線に沿った空間的に変動する磁場を作る、１９．９ｋＨｚ以上の超音波周波数で駆動されるように配置された第２の勾配磁場コイルと、
    前記第１の勾配磁場コイルを第１の選択された超音波周波数で電気的に駆動し、前記第２の勾配磁場コイルを第２の選択された超音波周波数で駆動する、信号発生器装置と、を備え、
    前記信号発生器装置が、前記磁気共鳴データを獲得する一部として、読出し期間中に、複数のチャープ・パルスを前記第１の勾配磁場コイルに適用し、複数のチャープ・パルスを前記第２の勾配磁場コイルに適用して、スペクトル符号化及び空間符号化を前記第１及び第２の軸線において達成するように構成され、
    前記獲得部が、前記読出し期間中、磁気共鳴データを読み出すように配置され、前記再構築部が、前記読出し期間中に読み出された前記磁気共鳴データから、画像及び前記画像に関するスペクトル情報を再構築するように配置され、
    前記第１の選択された超音波周波数が前記第２の選択された超音波周波数とは異なる、エコー・プラナー法分光イメージング・システム。
21. 各チャープ・パルスが１０ミリ秒未満の長さを有する、請求項２０に記載のエコー・プラナー法分光イメージング・システム。
22. 前記信号発生器装置が、前記読出し期間中、少なくとも１０のチャープ・パルスを適用するように構成された、請求項２０又は２１に記載のエコー・プラナー法分光イメージング・システム。
23. 前記獲得部が、一組の磁気共鳴データを生成するために、複数の読出し期間中に磁気共鳴データを獲得するように配置され、前記獲得部が、各読出し期間の開始前に前記ＲＦ送信装置に単バンド又はマルチバンドＲＦパルスを出力させるように配置され、前記獲得が、各読出し期間中に、それぞれの複数のチャープ・パルスを前記第１の勾配磁場コイルに適用し、それぞれの複数のチャープ・パルスを前記第２の勾配磁場コイルに適用して、スペクトル符号化及び空間符号化を前記第１及び第２の軸線において達成するように構成された、請求項２０から２２までのいずれか一項に記載のエコー・プラナー法分光イメージング・システム。
24. 前記第１の選択された超音波周波数と前記第２の選択された超音波周波数との間の周波数の差が２０Ｈｚ～２０ｋＨｚの可聴範囲外の非可聴周波数である、請求項２０から２３までのいずれか一項に記載のエコー・プラナー法分光イメージング・システム。
25. 前記獲得部が、前記第１の勾配磁場コイルを第１の所定の超音波周波数で共振させるように、前記第１の勾配磁場コイルに電気的に接続された少なくとも１つの第１のコンデンサと、前記第２の勾配磁場コイルを第２の所定の超音波周波数で共振させるように、前記第２の勾配磁場コイルに電気的に接続された少なくとも１つの第２のコンデンサとを備える、請求項２０から２４までのいずれか一項に記載のエコー・プラナー法分光イメージング・システム。
26. 前記第１の選択された超音波周波数が前記第１の所定の超音波周波数と同じであり、前記第２の選択された超音波周波数が前記第２の所定の超音波周波数と同じである、請求項２５に記載のエコー・プラナー法分光イメージング・システム。
27. 前記獲得部が、第３の軸線に沿った空間的に変動する磁場を作るため、電気的に駆動されるように配置された第３の勾配磁場コイルを更に備え、前記信号発生器装置が、前記第３の勾配磁場コイルを電気的に駆動するように配置されて、前記第３の軸線における空間符号化を提供して、前記それぞれの読出し期間中若しくはそれぞれの複数の読出し期間中に前記磁気共鳴データ又は一組の磁気共鳴データが獲得される、検査を受けている被検体のスライスの選択を可能にする、請求項２０から２６までのいずれか一項に記載のエコー・プラナー法分光イメージング・システム。
28. 前記ＭＲＩシステム装置が、主要ボアを有するＭＲＩシステムと、前記主要ボア内で使用されるＭＲＩシステム用コイル・インサート装置とを備え、前記ＭＲＩシステム用コイル・インサートが、前記第１の勾配磁場コイルと前記第２の勾配磁場コイルとを備える、請求項２０から２７までのいずれか一項に記載のエコー・プラナー法分光イメージング・システム。
29. 前記ＭＲＩシステム装置が、主要ボアを有するＭＲＩシステムと、前記主要ボア内で使用される請求項１から１２までのいずれか一項に記載のＭＲＩシステム用コイル・インサートとを備える、請求項２０から２７までのいずれか一項に記載のエコー・プラナー法分光イメージング・システム。
30. 磁気共鳴データを獲得する獲得部と、獲得した磁気共鳴データから画像及びスペクトル情報を再構築する再構築部とを有する、ＭＲＩシステム装置を使用する、エコー・プラナー法分光イメージング方法であって、
    単バンド又はマルチバンドＲＦパルスを、検査を受けている被検体に適用することと、
    第１の勾配磁場コイルを第１の超音波周波数で電気的に駆動して、第１の軸線に沿った空間的に変動する磁場を作り出すことと、第２の勾配磁場コイルを第２の超音波周波数で電気的に駆動して、第２の軸線に沿った空間的に変動する磁場を作り出すことと、
    磁気共鳴データを獲得する一部として、読出し期間中に、複数のチャープ・パルスを前記第１の勾配磁場コイルに適用し、複数のチャープ・パルスを前記第２の勾配磁場コイルに適用して、スペクトル符号化及び空間符号化を前記第１及び第２の軸線において達成することと、
    前記読出し期間中に磁気共鳴データを読み出すことと、
    前記読出し期間中に読み出された前記磁気共鳴データから、画像及び前記画像に関するスペクトル情報を再構築することとを含み、
    前記第１の超音波周波数が前記第２の超音波周波数とは異なる、方法。