屋内、屋外、家庭での患者のポータブル磁気共鳴画像法 - 株式会社アジャイルホライゾンパートナーズグループ

Scientific Reports volume 12、記事番号: 13147 (2022) この記事を引用

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メトリクスの詳細

モバイル医用画像装置は、医療機関内外の臨床診断目的において非常に貴重です。さまざまなイメージングモダリティのうち、簡単に持ち運びできるものはほんのわずかです。多くの健康状態に対するゴールドスタンダードである磁気共鳴画像法 (MRI) は、伝統的にこのグループには属していません。最近、低磁場 MRI 技術企業は、医療施設や車両内での携帯性への最初の決定的な一歩を実証しました。ただし、これらのスキャナの重量と寸法は、僻地や発展途上地域、スポーツ施設やイベント、医療や軍事キャンプ、在宅医療など、より要求の厳しいユースケースには適合しません。ここでは、医療施設が提供する制御された環境の外で、軽量で設置面積が小さい低磁場四肢 MRI スキャナーを使用して撮影された生体内画像を紹介します。システムの真の可搬性を実証し、関連するさまざまなシナリオでのパフォーマンスのベンチマークを行うために、以下の場所でボランティアの膝の画像を取得しました。(i) MRI 物理実験室。 (ii) 事務室。 (iii) キャンパス建物の外で、近くの電源コンセントに接続されている。 (iv) 屋外で、小型の燃料ベースの発電機から電力を供給する。 (v) ボランティアの自宅。すべての画像は臨床的に実行可能な時間内に取得されており、信号対雑音比と組織コントラストは診断価値のある 2D および 3D 再構成に十分です。さらに、ボランティアは大腿骨にねじ込まれた固定金属インプラントを担持しているため、標準的な臨床システムでは強いアーチファクトが生じますが、低磁場での撮影では鮮明に見えます。全体として、この研究は、これまで非現実的であった状況下で、非常にアクセスしやすい MRI への道を開きます。

標準的な臨床 MRI スキャナは、人体内の膨大な量の水素原子核と強く相互作用する強力な超伝導磁石を利用しています1。これらの磁石により、磁気共鳴画像に典型的な高い SNR と空間分解能が可能になります。残念なことに、これらの磁石も極低温冷凍が必要で、かさばって重く、建設、設置、運用、保守に費用がかかり、最終的には MRI のアクセスと民主化にとって大きな障壁となります 2,3,4。さらに、高磁場スキャナは、例えば発射体の事故による患者の安全上のリスクにさらされます5。対応するより高い励起高周波 (RF) での組織内の電磁エネルギーの比吸収率 (SAR) が増加するため、実行できるイメージングパルスシーケンスが制限されます6。スキャン中の強い磁気相互作用により、望ましくない音響ノイズが発生します7。そして、磁化率の影響により、金属インプラントの周囲に深刻な画像アーチファクトが引き起こされます8、9、10。低磁場システム (\(<0.3\) T) は上記のすべてを克服でき、標準的な MRI スキャナを手頃な価格で補完するものとして現在注目を集めています。低磁場スキャナによる最近の成果には、生体内脳および四肢イメージング 11、12、硬組織イメージング 13、14、15、さらには定量的 MRI および指紋採取 16、17 が含まれます。この体制で動作する場合に支払う主なペナルティは、SNR と空間解像度の大幅な損失です。ただし、結果として得られる再構成の診断価値は、次のような理由により必ずしも損なわれるわけではありません。 (i) SNR よりも診断に関連する指標であるコントラスト対ノイズ比 (CNR) は、フィールドにそれほど強く依存しません。いくつかの関連するコントラスト機構の強度18,19。 (ii) 高視野画像によって得られる精緻な詳細を必要とせずに、複数の健康状態や病気が診断される可能性があります2。 (iii) SAR 制約は低磁場ではそれほど顕著ではないため、デューティサイクルを増加させて SNR 損失を部分的に補償する効率的なパルスシーケンスが可能になります2。 (iv) 機械学習アルゴリズムは、伝達学習などにより、ノイズで破損した低磁場データから画質を回復するようにトレーニングできます 20,21。

大型の超電導磁石の必要性がなくなると、MRI 技術の考えられる応用範囲は非常に広がります。たとえば、車両には低磁場システムが装備されており 22、23、ポイントオブケアおよびベッドサイドの神経画像処理は 64 mT FDA 認可スキャナーを使用して実証されています 24、25。後者はおそらく、これまでのモバイル MRI で最も成功した試みです。ただし、ヨーク付き磁石をベースとしているため、重く (\(>600\) kg)、住宅建築の標準的なドアの開口部には大きすぎます (米国では 32 インチ、ヨーロッパでは 80 cm)。モビリティの向上により、臨床環境を超えて、在宅医療やホスピスケア、小規模診療所、農村地域、あるいはスポーツクラブや学校施設などへの MRI 応用が可能になるでしょう。自律駆動型スキャナは、スポーツイベント、野戦病院、NGO や軍事キャンプなどの屋外でも動作する可能性があります 26。アクセスがない、またはアクセスが不十分な世界人口の大部分が MRI を利用できるようになります2、3、4。

この記事では、幅 70 cm の車輪付き構造に取り付けられたヨークレスハルバッハ磁石をベースにした 72 mT 四肢 MRI スキャナーを紹介します。全体の重量は \(\約 250\) kg、コンポーネントのコストは \(<50\) k€ です。。 MRI 物理学実験室の制御された周囲条件下で、システムが生体内画像に対して期待どおりに動作することを確認した後、ボランティアのアパートのリビングルームや屋内など、さまざまな屋内および屋外環境でボランティアの右膝の画像を撮影しました。ポータブルガソリン発電機に接続された屋外。すべての膝画像は、同一の 3 次元 Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement (3D-RARE) シーケンスを使用して、それぞれ約 12 分で取得されました。電磁干渉 (EMI) スペクトルはさまざまな場所で異なり、その結果、再構成された画像ではわずかに異なるノイズパターンが生じます。それにもかかわらず、それらはすべて、臨床的に許容される時間内で貴重な解剖学的情報をもたらします。ボランティアは大腿骨骨幹部骨切り術を受け、大腿骨にねじ込まれた固定金属インプラントを装着していました。このハードウェアは、以前の高磁場画像が磁化率による強い画像歪みに悩まされていた私たちの低磁場取得で明確に定義されています。

低磁場四肢スキャナーの写真: (a) 72 mT ハルバッハ磁石。 (b) 勾配アセンブリ。 (c) RF Tx/Rx コイル。 (d) ファントムを設置したスキャナ内部の図。 (e) 可搬性構造物に屋外に設置された完全なシステム。

このシステム (図 1) は、磁場の強度が \(\約 72\) mT になるように、ハルバッハ構成の永久磁石アレイを中心に構築されています12。装置の技術的な詳細については、「方法」セクションを参照してください。スキャナは通常、MRI 物理実験室の制御された環境にあり、温度は \(18.0\pm 0.2\) C、空気相対湿度は \(45\pm 10\)% に安定しています。このような条件下では、ラーモア周波数は数週間にわたって 3.076 MHz のキロヘルツまで安定しており、周波数調整とインピーダンス整合電子機器をわずかに修正するだけで、さまざまな被験者や体の部位による RF コイルのさまざまな電子負荷を十分に補償できます。。周囲に豊富な電子機器やスキャナーがあるため、実験室では検出帯域幅内の周波数でかなりの EMI が発生します。このため、共振 RF コイルを 3 つの接地シールドの背後に隠します。1 つは最も外側のスキャナハウジング (図 1e の青)、厚さ 1.5 mm の銅シートです。もう 1 つは、RF コイルと傾斜アセンブリの間の磁石の内側にあり、幅 5 cm の厚さ 0.1 mm の一連の銅テープストリップで構成され、電気的導通のために継ぎ目に沿って錫はんだ付けされています。最後は導電性の布 (Holland Shielding Systems、オランダ、ドルドレヒト) です。これは、他の 2 つのシールドにもかかわらず、EMI が内側からコイルに結合するアンテナ効果を避けるために、スキャナーの両端で対象の周りに巻き付けることができます。

MRI 物理学研究室のさまざまなボランティアの 3D-RARE in vivo 取得の単一スライス: (a) 膝の \(T_1\) 強調画像。19 分で取得。 (b) \(T_1\) で強調した手の画像 (10 分)、位相エンコードされた方向に沿ってかすかな EMI 線が見える。 (c)–(e) 手首の \(T_1\)、\(\rho \)、および \(T_2\) で強調した画像 (12 分)。

\(T_1\) 加重 3D-RARE ニー取得 (11.5 分) の軸方向スライスの完全なセット。視野の端に向かって小さな歪みが見られ、最初 (左上) と最後 (下) の間にエイリアシングが見られます。右）画像。

図１〜図４の画像。図 2 および 3 は、実験室でのスキャナーのパフォーマンスを示しており、異なる日に異なる健康な被験者の in vivo 3D-RARE 取得に対応しています。図2の画像は、左膝、右手、右手首の選択されたスライスを示しており、取得時間は10分から19分の範囲です（方法）。すべての画像は、筋肉、脂肪、皮質骨、骨髄、腱、靱帯、静脈、動脈、筋膜などの関連する解剖学的特徴を識別するのに十分な組織コントラストと空間解像度を示します。これらの画像では、\(T_1\)、\(T_2\)、陽子密度 (\(\rho \)) に重みを付けて、さまざまなコントラストのメカニズム 1 を示しています。画像はフーリエ再構成後に未処理であり、弱いEMI効果により、図2bの水平（位相エンコード）方向に沿ってかすかな線が生じます。図 3 には、アキシャルニー収集のスライスの完全なセットが含まれており、非理想的なフィールド分布による視野の端に向かう小さな歪みが示されています。

大腿骨に取り付けられた、プレートと 7 本のネジで構成される固定金属インプラントの画像: (a) 72 mT システムで取得された生の低磁場画像の矢状面図 (\(T_1\) 強調 3D からの 9 mm スライス) \(1.3\times 2\) mm\(^2\) の面内解像度での稀な収集、スキャン時間 12 分、大腿骨骨幹部骨切り術から 8 年後)。 (b) 同じですが、BM4D フィルター 27 を適用し、\(\times 2\) で再スケーリングしてピクセル数を増やします。 (c) 側面 X 線コンピュータ X 線撮影 (手術後 2 週間)。 (d) Siemens Skyra 3 T システムで取得した同じ膝の矢状面像 (スライス厚 3.9 mm、ピクセル解像度 \(0.26\times 0.26\) mm で \(T_1\) 加重 2D-RARE 取得\(^ 2\)、手術後 1 年); (e) 等方性分解能2mm、スキャン時間20分の\(T_1\)加重3D-RARE取得からの3D再構成。選択された筋肉および脂肪セグメントが除去されている(手術後8年)。

2番目の実験セットでは、金属インプラントの存在下で、整形外科処置の術後評価を妨げることが多い高磁場収集に典型的な強い感受性誘発アーチファクトのない生体内MR画像を実証します9。これらの検査のボランティアは、右膝の軟骨損傷による外側変形性関節症と診断され、損傷した組織からの圧力を取り除くために大腿骨骨幹部骨切り術を受けていました。大腿骨にねじ込まれた固定金属インプラントは、側面 X 線コンピュータラジオグラフィー画像 (図 4c) でははっきりと見えますが (図 4c)、高磁場 MR 画像では、不正確なスピンマッピングにより金属ハードウェアの周囲に高強度の縞が生じます (図 4c を参照)。 .4d、3Tで撮影）。これらの効果は磁場の強さに超線形に依存し、磁場 \(<0.1\) T28 ではほとんど知覚できません。画像における磁場依存性は悪名高いです。SNR と解像度は 3 T システムの方がはるかに高いですが、金属インプラントの形状は 72 mT の 2D および 3D 再構成で正確に定義されており、標準的なデータの後処理で容易にセグメント化できます。。低磁場画像は、 \(T_1\) 加重 3D-RARE 取得 (方法) を使用して 12 分 (図 4a、b) と 20 分 (図 4e) で撮影されました。

5 つの異なる場所での取得中の写真 (左) と 3D-RARE 再構成の軸方向スライス (右、後処理なし)。(a) MRI 物理実験室。 (b) オフィスの部屋。 (c) キャンパスの建物の外で、近くの電源コンセントに接続されている。 (d) 屋外で、小型の燃料ベースの発電機から電力を供給する。 (e) ボランティアの自宅。

最後の一連の実験の目標は、スキャナーの携帯性と、さまざまな環境や条件下でのパフォーマンスを評価することです。可能な限り公平な比較を確立するために、5 つのシナリオすべてにわたる収集は、図 4 と同じボランティアの介入された膝のものであり、すべて同じシーケンスパラメーターを使用しています。スキャン時間 \(\約 12\) 分 (メソッド)。図 4 のスライスは、上から 3 番目のネジ (図 4) を示すために選択されています。このネジは、画像の上から骨を貫通しており、そこに補綴プレートが埋め込まれています。画質の一般的な指標として、大腿骨骨髄内の関心領域 (ROI) の SNR を測定します (図 5 の未処理の再構成の赤いボックス)。この目的を達成するために、信号強度を ROI の平均ボクセル輝度として推定し、ノイズを背景 (白いボックス) の平均ボクセル輝度として推定します。各取得の前に、スキャナー内の被験者で検出 RF コイルによって拾われたスペクトルノイズ密度を測定しました。これらのスペクトルの平均信号強度は、理想的にはコイル内の熱 (ジョンソン) ノイズに近い、Rx チェーンのホワイトノイズ振幅を表します (方法)。さらに、離散周波数での EMI を示す、より強いピークが発生することもよくあります。これらは、対象物をしっかりと遮蔽布で覆うことで抑えることができます。

最初の取得 (図 5a) は上記と同じ実験室で行われ、制御された周囲条件下での参照として役立ちます。 MRI 物理実験室での収集では、ラーモア周波数は \(\約 3.076\) MHz、測定されたノイズレベル (\(\約 50\) nV/Hz\(^{1/2}\)) は一致しました。ジョンソンノイズ (方法) では、目に見える EMI はなく、大腿骨の SNR は \(\約 21\) です。

2 回目のスキャンは、研究室から約 20 m 離れた、同じ建物とフロア内のオフィスルーム (図 5b) で行われました。ここでのラーモア周波数は、温度の上昇により \(\約 3.064\) MHz に減少しました。ノイズ振幅は依然としてジョンソンノイズレベルと一致しており、再構成では EMI は見えません。骨髄 ROI の SNR は \(\約 25\) で、全体的な画質は参照画像と同等か、おそらくわずかに鮮明です。

3 番目の画像は、実験室の建物のすぐ外側の地下レベルで屋外で取得されました (図 5c)。このシステムには、研究室から 3 つのフロアを下る 30 メートルのケーブルを通じて電力が供給されました。被験者に巻かれた導電性布は、実験室のアースとアース間の抵抗接続を改善するために、意図的にスキャナのシールドをコンクリートの床に接続しました。この収集中にボランティアは、通行人の存在と会話、接地された布地にそよぐそよ風、地下駐車場を走行する車両による弱い揺れを感じたと報告しました。結果として得られる画質は、これらのいずれにも強く影響されないようで、ROI の SNR は \(\約 19\)、ノイズスペクトルの振幅は屋内での取得と同等です。ラーモア周波数は \(\約 3.065\) MHz でした。

4回目のスキャンも屋外で行われ、この場合は大学キャンパスの屋外で行われました（図5d、ラーモア周波数\(\約3.063\) MHz）。電源コンセントから遠く離れており、ポータブル発電機で自律的に動作しています。後者は低消費ガソリンエンジンをベースにしており、重量 \(<20\) kg、価格 \(<600\) €、連続動作時のスキャナーの自立性 \(>10\) 時間を備えています (方法)。以前と同様に、スキャナのシールド、床のコンクリート、発電機の接地端子の間に低抵抗の経路を提供する導電性布を使用して、システムを電気的に接地しました。この場合、スペクトルの密度は大幅に高く、平均振幅は予想されるジョンソン限界の約 2 倍でしたが、これはおそらくエンジンから発生するノイズによるものと考えられます。その結果、得られる画像の品質は以前の取得よりも低くなり (\(\text {SNR}\およそ 11\))、EMI ラインが垂直 (位相エンコーディング) 方向に沿って表示されます。それにもかかわらず、主要な解剖学的特徴、さまざまな組織、金属インプラントはすべて、依然として明確に識別可能です。

最後の画像はボランティアのアパートで取得されました。これは、スペインのバレンシア州の人口密度の低い町にあります。システムは大学キャンパスから集合住宅の入り口から約300メートル離れた駐車場まで小型トラックで運ばれ、歩道に沿って建物、エレベーター、集合住宅、そして最終的には居間まで押し込まれた。途中、車椅子に対応した唯一の要素は、横断歩道の低い歩道でした。輸送後、このシステムでは、別の箱に梱包していた RF 電子モジュールの一部を再接続し、でこぼこしたタイル張りの歩道を通って輸送中に緩んだいくつかのネジ付きコネクタを締める必要がありました。それ以外は、システムは壁の電源コンセントに接続され、\(\約 3.065\) MHz に調整されており、すぐに使用できる状態でした。アパート内の騒音スペクトルはクリーンで、やはりジョンソンの騒音レベルと一致していました。この取得の ROI の SNR は \(\約 19\) です。

結論として、屋内、屋外、家庭における磁気共鳴イメージング用のポータブルで低コストのシステムの実現可能性を実証しました。この研究では、健康なボランティアと金属インプラントを装着した被験者に焦点を当てました。それにもかかわらず、取得された画像には、滲出液、滑膜充血、腱破壊、骨折などのさまざまな関節疾患を診断するのに十分な解剖学的情報が含まれています。

システムの移植性は、近い将来の高磁場スキャナでは可能になるとは予想されていないため、低磁場システムの主要な目標です。私たちのセットアップでは、他のセットアップと同様にハルバッハ磁石を使用しています12、29、30。ハルバッハ構成の重要な利点は、ヨーク付き磁石と比較して重量が軽減されることです。たとえば、Hyperfine Inc. の 64 mT システムの重量は \(>600\) kg、Liu らの 55 mT システムの重量は 600 kg です。約750kg31。対照的に、私たちのシステムの重量は、患者 (\(\約 80\) kg) を乗せた病院のベッド (\(\約 140\) kg) に匹敵し、1 人で簡単に運ぶことができます。平らな面。したがって、たとえヨーク磁石のオープン設計が患者の取り扱いと快適さを容易にするとしても（特に神経画像診断の場合）、携帯性の点ではハルバッハ構成が有利であることは間違いありません。ヨーク磁石がシステム全体の開放性を維持するために平面勾配を利用する傾向があるという意味で、ハルバッハ構成でも勾配効率が向上します。私たちの勾配は円筒面上にあります。これは、同等の電流に対してより強い勾配が達成できることを意味します。さらに、勾配アンプから利用できるフルパワーを必要としないため、効率を犠牲にして直線性を考慮することもでき、これは特定のアプリケーションでは役立つ可能性があります。 RF 回路に関しては、他の低磁場スキャナーで使用されているアンテナは、ほとんどが神経画像アプリケーション専用のヘッドコイルです。私たちのスキャナーは頭部の画像化にはやや小さいため、これについてはまだ検討していません。最後に、他の既存の低磁場システムとの比較を完了するには、最終製品の設計と臨床使用の認証の両方の点で、Hyperfine Inc. が当社を含む他の取り組みよりもはるかに先を行っていることを強調しなければなりません。それにもかかわらず、可搬性が大幅に向上した将来のスキャナには、おそらく前述のハルバッハ磁石の利点が必要となるでしょう。

将来を見据えて、当社の 72 mT スキャナは引き続きさまざまな方法でアップグレードできます。機械学習アルゴリズムは他の低磁場システムのパフォーマンスを向上させることが証明されており、私たちのシステムに簡単に組み込むことができます。これらは、転移学習を介して、複数の取得、サンプルに関する事前知識32、または低磁場画像と高磁場画像のペアのデータセットでトレーニングされたネットワークに基づいて事後的にスキャンの空間解像度を向上させ、以前の特徴から回復するために使用できます。それ以外の場合は後者でのみ表示されます21,33。深層学習と畳み込みニューラルネットワークを使用して、画像のノイズ除去、アーティファクトの検出、アクティブノイズキャンセルを通じて再構成の品質を向上させることもできます20、31、34。定量的 MRI、ラジオミクス、フィンガープリンティング 16、17、35 は、微妙な質感の変化に患者にとって貴重な情報が含まれる可能性がある状況で有望な可能性を示しています。また、専用のパルスシーケンスと再構成法により、低磁場 MRI 13,17 の効率と、臨床高磁場 MRI の主力であるハードウェア開発と造影剤の効率を向上させることができます (例: 並行イメージング、さまざまな体の部位に対する RF 検出コイルの最適化)。、ガドリニウムコントラスト強調）は、まだほとんどが実験的な利用可能な低磁場システムではほとんど使用されていません2,36。最後に、特定のスキャナについては、GUI とシステム全体の使いやすさを改善して、専門家以外でも操作しやすくすることができます。

全体として、この研究で実証されたスキャナーのパフォーマンスは、特に上記の機能でアップグレードされた場合、アクセス可能な MRI への道を設定し、その使用と利点を民主化し、価値を提供できる環境を定性的に拡大します。

スキャナーは、視野で\(\約1100\) mTを生成する一辺12 mmのN48 NdFeB立方体約4600個と、別の\(\約1100\) N42の小さな直方体(64 mm\)を含むハルバッハ円筒磁石を採用しています。 (^3\)) は、直径 20 cm の球体積全体にわたって不均質性を \(\約 \) 15,700 ppm から \(\約 3100 \) ppm までシムします。これは、参考文献に記載されている方法に従って、内径 \(\約 27\) cm になるように設計されました。 37 ですが、磁界強度を 50 mT から 72 mT に増加させるために、(2 つではなく) 3 つの磁石層に最適化しました。全体として、磁石には 23 個のリングが含まれており、セットアップ全体を横切る 8 本の外部ネジによって所定の位置に保持されています。ラーモア周波数の気温依存性は \(\およそ -6\) kHz/C です。

傾斜磁場コイルの形状は、参考文献に記載されている手順に従って、従来のターゲット磁場法を使用して最適化されます。 37. x (軸方向)、y (垂直方向)、z (水平方向) の勾配は、それぞれ次の効率 \(\約 0.53\)、0.91 および 0.89 mT/m/A を持ちます。直径 1.5 mm のワイヤの抵抗値 \(\約 0.35\)、0.38、および \({0.40}\,{\Omega }\)。インダクタンス \(\約 180\)、227 および \({224}\, \upmu \hbox {H}\); 15 cm DSV にわたる完全な直線性からの偏差は \(\約 27.2\)、1.1、1.0 % です。これらのコイルは、3D プリントされた湾曲したナイロン型に巻かれて接着され、アセンブリ全体はメタクリレートシリンダーによってサポートされています。水冷や空冷の必要性には遭遇していません。勾配アナログ波形は OCRA1 ボード 38 で生成され、シリアルペリフェラルインターフェイス (SPI) 経由で Red Pitaya Stemlab 122.88-16 SDR39 に接続され、最大 \( \約 45\) A を関連するデューティサイクルで負荷に適用します。これは、x 方向に最大 25 mT/m、y および z 方向に最大 40 mT/m の勾配磁場に相当します。通常の動作条件下では、傾斜磁場コイルによって消費される電力による永久磁石の加熱により、ラーモア周波数は \(\約 10\) Hz/min 減少します。

2 つの Tx/Rx RF アンテナを使用しました。そのうちの 1 つは図 3 と図 4 の画像用です。 2 と 3 (内径 \(\約 14\) cm)、および移植された膝用の大きいもの (\(\約 20\) cm)。どちらも陽子ラーモア周波数 (\(\約 3\) MHz) に調整され、インピーダンスが整合したソレノイドコイルです。 RF コイルホルダーはポリ乳酸 (PLA) で 3D プリントされ、ワイヤーはシアノアクリレート接着剤で固定されました。コイルは、ノイズの拾いを軽減し、勾配と RF システム間の干渉を防ぐために接地された銅シールドの内側にあり、生体内収集中に導電性布が被験者を覆います。 RF 低ノイズ (ゲイン 45 dB、50 オーム、雑音指数 \(<1\) dB) およびパワーアンプ (250 W、10 ms パルスで最大デューティサイクル 10 %)、およびパッシブ Tx/Rx スイッチ、Barthel HF-Technik GmbH (ドイツ、アーヘン) から購入しました。

制御電子機器は、オープンソースの高性能磁気共鳴制御システムである MaRCoS に基づいています40、41、42。

スキャナーの直径と長さは、電子機器と可動構造を除いて、それぞれ約 53 cm と 51 cm、穴の開口部は \(\約 24\) cm (傾斜構造の内径)、重量は \(\約 200) です。 \） kg。可動式のオープン構造に、必要なすべての電子機器と制御コンピューターを装備すると、システム全体の寸法は \(70\times 88\times 166\) cm\(^3\) になり、重量は \(\およそ250\)kg。

ヒトを対象とした実験のプロトコールは、バレンシアのラ・フェ病院の倫理委員会 (CEIm) によって承認されました (IIS-F-PG-22-02、研究契約番号 2019-139-1)。

この研究で提示されたすべての画像に共通するいくつかの側面は次のとおりです: (i) すべての画像の共鳴 \(\pi /2\) および \(\pi \) パルスの持続時間は \(\およそ {40}\,それぞれ \upmu \hbox {s}\) と \(\estimate \, {80}\upmu \hbox {s}\) です。 (ii) RF 励起パルス後の読み出しディフェーズ勾配パルスは、係数 \(\約 1.008\) によってプリエンファシスされ、エコーをデータ収集ウィンドウの中心に配置し、不完全な勾配波形と誘導渦の影響を軽減します。流れ; (iii) 自動ラーモア周波数校正は、すべての新しいスキャン、つまり画像の完全なシーケンスの前に実行されます。

図2aの膝画像は、 \(\text {FoV} = 130\times 140\times 180\) mm\(^3\) の \(T_1\) 加重 3D-RARE シーケンスで取得されました。解像度 \(1.85\times 1.75\times 2\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 5\), \(\text {TE} = 20\) ms, \(\text {TR} = 200\) ms、\(\text {BW} = 17.5\) kHz、合計 19.2 分のスキャン時間に対する 4 つの平均。 x、y、z 軸は、それぞれ読み出し (RO)、位相エンコーディング (PE)、スライスエンコーディング (SE) 方向に対応します。

図2bの手の画像は、 \(\text {FoV} = 180\times 180\times 50\) mm\(^3\) の \(T_1\) 加重 3D-RARE シーケンスで取得されました。解像度 \(1.5\times 1.5\times 5\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 10\), \(\text {TE} = 20\) ms, \(\text {TR} = 400\) ms、\(\text {BW} = 30\) kHz、合計 10.4 分のスキャン時間に対する 13 の平均。 x、y、z 軸はそれぞれ RO、SE、PE 方向に対応します。

図2cの手首の画像は、 \(\text {FoV} = 180\times 140\times 80\) mm\(^3\) の \(T_1\) 加重 3D-RARE シーケンスで取得されました。解像度 \(1.5\times 1.5\times 10\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 3\), \(\text {TE} = 20\) ms, \(\text {TR} = 100\) ms、\(\text {BW} = 30\) kHz、合計 12 分のスキャン時間に対する 30 の平均。 x、y、z 軸はそれぞれ RO、SE、PE 方向に対応します。

図2dの手首の画像は、\(\rho \)加重3D-RAREシーケンス、\(\text {FoV} = 180\times 140\times 80\) mm\(^3\)で取得されました。 \(1.5\times 1.5\times 10\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 5\), \(\text {TE} = 20\) ms, \(\ text {TR} = 1000\) ms、\(\text {BW} = 30\) kHz、総スキャン時間 12 分の 5 つの平均。 x、y、z 軸はそれぞれ RO、SE、PE 方向に対応します。

図2eの手首画像は、 \(\text {FoV} = 180\times 140\times 80\) mm\(^3\) の \(T_2\) 加重 3D-RARE シーケンスで取得されました。解像度 \(1.5\times 1.5\times 10\) mm\(^3\)、\(\text {ETL} = 5\)、エコー間隔 20 ms、有効 \(\text {TE} = 100\ ) ms、\(\text {TR} = 1000\) ms、\(\text {BW} = 30\) kHz、合計 12 分のスキャン時間に対する 5 つの平均。 x、y、z 軸はそれぞれ RO、SE、PE 方向に対応します。

図 3 の膝画像は、\(\text {FoV} = 150\times 150\times 180\) mm\(^3\)、a の \(T_1\) 加重 3D-RARE シーケンスを使用して取得されました。解像度 \(1.50\times 1.85\times 10\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 5\), \(\text {TE} = 20\) ms, \(\text {TR} = 200\) ms、\(\text {BW} = 25\) kHz、合計 11.5 分のスキャン時間に対する 12 の平均。 x、y、z 軸はそれぞれ SE、PE、RO 方向に対応します。

図4a、bの膝画像は、\(\text {FoV} = 200\times 200\times 180\) mm\(^3\)の\(T_1\)加重3D-RAREシーケンスで取得されました。、解像度は \(1.3\times 2\times 9\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 5\), \(\text {TE} = 20\) ms, \( \text {TR} = 200\) ms、\(\text {BW} = 37.5\) kHz、合計 12 分のスキャン時間に対する 9 つの平均。 x、y、z 軸はそれぞれ RO、PE、SE 方向に対応します。

図4eの膝画像は、 \(\text {FoV} = 200\times 200\times 180\) mm\(^3\) の \(T_1\) 加重 3D-RARE シーケンスで取得されました。解像度 \(2\times 2\times 2\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 10\), \(\text {TE} = 20\) ms, \(\text {TR} = 300\) ms、\(\text {BW} = 22.5\) kHz、総スキャン時間 20 分の 4 つの平均。 x、y、z 軸はそれぞれ RO、PE、SE 方向に対応します。

図 5 の膝画像は、\(\text {FoV} = 180\times 200\times 200\) mm\(^3\)、a の \(T_1\) 加重 3D-RARE シーケンスを使用して取得されました。解像度 \(1.2\times 2\times 10\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 5\), \(\text {TE} = 20\) ms, \(\text {TR} = 200\) ms、\(\text {BW} = 37.5\) kHz、総スキャン時間 12 分の 9 つの平均。 x、y、z 軸はそれぞれ SE、PE、RO 方向に対応します。

受信チェーンは、アナログステージ (RF コイル、パッシブ Tx/Rx スイッチ、低ノイズアンプ) とそれに続くデジタルステージで構成されます。デジタル化は、Red Pitaya Stemlab ボードのアナログ - デジタルコンバーターによって 122.88 Ms/s で実行されます40、41、42。デジタル信号は、ラーモア周波数に設定された数値制御発振器による複素乗算によってミックスダウンされます。実数および虚数のデータコンポーネントは、最初にカスケード積分器コムフィルターを通過し、最後に有限インパルス応答フィルターを通過します。結果として得られるデータは、求められた磁気共鳴信号の同相成分および直交成分と一致します。これらは制御コンピュータに送信され、画像の再構成と後処理のためにフーリエ変換できます。

すべての画像は、Python40 で開発した MaRCoS GUI に実装された逆高速フーリエ変換プロトコルによって直接再構築されました。したがって、提示された再構成は、場の不均一性と勾配の非線形性による歪みの影響を受けます。これらは、フィールドマップに関する情報を含む再構成アルゴリズムによって軽減できます 43 が、現段階ではこれが必要であるとはわかっていません。この作業で使用した唯一の後処理操作は、BM4D フィルタリング 27 とピクセル数を増やすための画像の再スケーリングであり、本文で明示的に示されている場合のみです。

MR データのスペクトルノイズ密度は、受信チェーン (LNA まで) の抵抗素子 R 内の電子の熱変動によるジョンソンノイズによって下から制限されます。これらはコイルによって支配されており、無負荷状態 (負荷状態) では品質係数 \(Q\約 93\) (88) および \(R\約 5\) \(({5.5}\,{\Omega })\) になります。）場合。特定の取得帯域幅の場合、積分ノイズ振幅は \((4k_\text {B} R\cdot BW)^{1/2}\) と予想されます。 \(k_\text {B}\) はボルツマン関数です。絶え間ない。 MRI 物理実験室の制御された環境では、45 dB の低ノイズプリアンプの後に \(\約 50\) nV/Hz\(^{1/2}\) を測定しました。これは推定ジョンソンレベルと一致します。。私たちはこれを、実験室とその他の場所の両方で、信号品質と導電性布のシールド効率を評価するための基準として使用します。

私たちは、ノイズをジョンソンレベルまで抑制することが簡単ではない状況を発見しましたが、システムがポータブル発電機によって電力供給されている場合には実際に達成できませんでした。制御コンピュータも 50 Hz ノイズの重大な発生源であり、クリーンな画像を再構成するにはラック内の可能な限り遠くに配置する必要があります。また、被写体が導電性布で十分に覆われていることを確認する必要があることも多く、その一部を床に伸ばすと効果的です。

屋外での自律実験では、Genergy (スペイン、カラオラ) の「Limited 2000i」ガソリン燃料発電機からシステムに電力を供給しました。このモーターは、230 V、50 Hz (単相) で最大 2 kW を供給します。価格は \(<600\) ユーロ、重量は 19 kg、燃料タンク容量は 4 l、25 % 負荷 (500 W) で 10.8 時間の自律性を備えています。これはスキャナの連続動作に必要な条件を超えています。

すべての実験は、ヘルシンキ宣言のガイドラインおよびスペインの規制に従って、バレンシアのラ・フェ病院からの研究契約（IIS-F-PG-22-02、契約番号 2019-139-1）に基づいて実施されました。

研究開始前に、すべての被験者から書面によるインフォームドコンセントを得た。

研究開始前に、すべての被験者から出版に対する書面によるインフォームドコンセントを得た。

本研究中に生成および/または使用されたすべての匿名化されたデータセット、再構成および後処理方法は、合理的な要求に応じて責任著者から入手できます。

MaRCoS と GUI のコードは、それぞれ https://github.com/vnegnev/marcos_server と https://github.com/yvives/PhysioMRI_GUI のオープンソースリポジトリから公開されています。

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参加してくれた匿名のボランティア 4 名、MRI ハードウェアに関する議論については Andrew Webb 氏と Thomas O'Reilly 氏、MaRCoS への貢献については Benjamin Menküc 氏、OCRA1 ボードの開発については Marcus Prier 氏に感謝します。

この研究は、研究助成金 PID2019-111436RB-C2 を通じてスペイン科学イノベーション省によって支援されました。 2014～2020年のバレンシア共同体の欧州地域開発基金（EFR）の運営プログラムを通じて欧州連合が共同資金提供した活動（IDIFEDER/2018/022およびIDIFEDER/2021/004）。 JMG と JB は、バレンシアイノベーション庁の Innodocto プログラム (INNTA3/2020/22 および INNTA3/2021/17) からの支援を認めます。

これらの著者、Teresa Guallart-Naval と José M. Algarín も同様に貢献しました。

Tesoro Imaging SL、46022、バレンシア、スペイン

テレサ・グアラート・ナバル、ルベン・ボッシュ、ホセ・M・ゴンサレス、フアン・P・リグラ、パブロ・マルティネス、ホセ・ボレゲロ、アルフォンソ・リオス

分子イメージングおよび機器研究所、スペイン国立研究評議会、46022、バレンシア、スペイン

ホセ・M・アルガリン、フェルナンド・ガルベ、エドゥアルド・パラス、ホセ・M・ベンロッホ、ホセバ・アロンソ

分子イメージングおよび計測研究所、バレンシア工科大学、46022、バレンシア、スペイン

ホセ・M・アルガリン、フェルナンド・ガルベ、エドゥアルド・パラス、ホセ・M・ベンロッホ、ホセバ・アロンソ

PhysioMRI Tech SL、46022、バレンシア、スペイン

ルベン・ペリセル=グリディ、ヨランダ・ビベス=ジラベル、フランシスコ・J・ロリス

MPC 研究協会、20018 年、サンセバスティアン、スペイン

ルーベン・ペリサー＝グリディ

インテリジェントデータ分析研究所、電子工学部、バレンシア大学、46100、ブルジャソ、スペイン

ヨランダ・ビベス＝ギラベール

Helios School、46183、レリアナ、スペイン

アルバロ・マルコス・ペルーチョ

オックスフォードアイオニクス、オックスフォード、OX5 1PF、英国

ヴラド・ネグネヴィツキー

医療画像部門、ラフェ大学および工科大学病院、46026、バレンシア、スペイン

ルイス・マルティ＝ボンマティ

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TGN と気象庁が RB、PM、FJL、JPR、JA の協力を得て撮影した低磁場画像 RPG、TGN、JMA、FG、RB、EP、JMG、JA が JPR、PM、FJL の協力を得て構築したポータブルシステムデータ解析JMA、TGN、FG、LMB、JA による評価 VN、YVG、JMA、TGN、JB が開発した制御エレクトロニクスとソフトウェア JA、JMA、TGN、AMP が企画したポータビリティ実験 AR、JMB、JA が企画、監督したプロジェクト。 JA と LMB が執筆し、すべての著者からの意見を取り入れた論文。

ホセバ・アロンソへの手紙。

PhysioMRI Tech SL は、分子イメージングおよび計測研究所から独立した営利組織であり、この研究で紹介されている低磁場スキャナーの所有者です。 JMA、FG、JB、JMB、JA は、PhysioMRI Tech SL にライセンスされている特許出願中です。 JMA、FG、AR、JMB、JA は、PhysioMRI Tech SL の共同創設者です。他のすべての著者は、競合する利益を宣言していません。

シュプリンガーネイチャーは、発行された地図および所属機関における管轄権の主張に関して中立を保ちます。

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転載と許可

Guallart-Naval, T.、Algarín, J.、Pellicer-Guridi, R. 他屋内、屋外、自宅での患者のポータブル磁気共鳴イメージング。 Sci Rep 12、13147 (2022)。 https://doi.org/10.1038/s41598-022-17472-w

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受領日: 2022 年 3 月 31 日

受理日: 2022 年 7 月 26 日

公開日: 2022 年 7 月 30 日

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物理学、生物学、医学における磁気共鳴材料 (2023)

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