光学データ用ナノフォトニックシステム及び医療用画像システムにおける電力伝送
【課題】ナノフォトニック素子を用いたデータ及び／又は電力の送信に関し、医療用画像システムを提供する。
【解決手段】画像システムは、多重フォトニックデータ伝送システム１４０を備え、データの集合を表す電気信号を受信するように構成された光変調器１４４であって、光線が含む、時間、波長、又は偏光によって定まる光子の部分集合を変調し、データの集合を用いて光子を符号化することで符号化光子を生成するように機能する光変調器１４４と、光変調器１４４の少なくとも一部とインターフェース接続された光導波路１５６であって、光子を光変調器１４４によって変調できるように光線を送信するように構成された光導波路１５６と、光導波路１５６と通信し、光線から符号化光子を除去するように構成された光共振器１６２と、光共振器と光学的に接続され、符号化光子を、データの集合を表す電気信号に変換するように構成された変換器と、を有する。
【解決手段】画像システムは、多重フォトニックデータ伝送システム１４０を備え、データの集合を表す電気信号を受信するように構成された光変調器１４４であって、光線が含む、時間、波長、又は偏光によって定まる光子の部分集合を変調し、データの集合を用いて光子を符号化することで符号化光子を生成するように機能する光変調器１４４と、光変調器１４４の少なくとも一部とインターフェース接続された光導波路１５６であって、光子を光変調器１４４によって変調できるように光線を送信するように構成された光導波路１５６と、光導波路１５６と通信し、光線から符号化光子を除去するように構成された光共振器１６２と、光共振器と光学的に接続され、符号化光子を、データの集合を表す電気信号に変換するように構成された変換器と、を有する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本明細書に開示の主題は、医療用画像システムにおける電力、制御、及びデータ伝送に関し、特に、マイクロフォトニクス又はナノフォトニクスによる、電力、制御、及びデータ伝送に関する。
【背景技術】
【０００２】
医療用画像システムは、診断に役立つ画像を生成するためのソース、検出器、及び制御回路等の構成要素を含むことが多い。例えば、Ｘ線システムでは、検査又は画像シーケンスの間、Ｘ線放射線が、制御信号に応答してＸ線源から放射される。この放射線は、患者等の被験体を横断し、減衰した放射線の一部が、画像データを収集する検出器にぶつかる。
【０００３】
陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）画像システムにおいて、放射性核種が被験体に注入される。放射性核種が崩壊するにつれて、電子と衝突する陽電子が放出され、ガンマ粒子の対を放出する対消滅事象が生じる。ガンマ粒子の対が検出器アレイにぶつかると、対消滅事象の発生源の位置特定が可能になる。一連の事象の検出後、位置特定された放射性核種の濃度が求められ、診断画像が生成される。
【０００４】
超音波画像では通常、被験体の一部へ超音波を放出するプローブを採用している。音波パルスの発生と戻ってくるエコーの検出から画像が得られるが、これは通常、プローブ内に配置されている複数の変換器を用いることで達成される。
【０００５】
磁気共鳴画像（ＭＲＩ）システムでは、被験体で磁気回転核のスピンを整列させるために、一次磁石によって非常に均一な静磁場が生成される（例えば、水／脂肪中の水素）。核スピンには、傾斜磁場コイルを用いてその位置に基づいて符号化され、平衡化されることが可能な、ＲＦ送信パルスによって摂動が与えられる。平衡化の間、ＲＦ場がスピン及び歳差運動する核から放出され、一連のＲＦコイルによって検出される。ＲＦ場の検出に起因する信号はその後、役立つ画像を再構築するために処理される。
【０００６】
なお、上述の画像診断法において、結果的な画像の画質及び解像度は、それぞれの検出器アレイの検出素子（例えば、フォトダイオード、変換器、又はコイル）の数に大きく依存する。高度なシステムは通常、可能な限り多くの検出機能を組み込んでいる。しかし、各検出機能は通常、送受信回路に各検出機能を電気的に結合する手段を提供する、システムチャンネルを必要とする。通常は、限られた数のシステムチャンネルしか使えないので、所定の検出器アレイにおける検出機能の数は、事実上制限されている。検出機能の数におけるこのような制限は、所定のタイプの検出アレイに可能なスキャン速度及び解像度を、事実上制限することがある。残念ながら、上述のチャンネルは、検出器によって生成される信号を増幅するための別途の電気的材料及び電力を必要とするのみならず、所定のアレイの重量及び複雑さを大幅に増加させる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】米国特許第７５１８３６８号明細書
【発明の概要】
【０００８】
したがって、今は画像及び通信システム、特に多数の検出素子を使用するものにおけるデータ及び／又は電力伝送の、改良された手法の必要性が認識されている。
【０００９】
一実施例において、医療用画像システムを提供する。この画像システムは、多重フォトニックデータ伝送システムを備え、このシステムは、データの集合を表す電気信号を受信するように構成された光変調器であって、光線が含む、時間、波長、又は偏光によって定まる光子の部分集合を変調し、データの集合を用いて光子を符号化することで符号化光子を生成するように機能する光変調器と、光変調器の少なくとも一部とインターフェース接続された光導波路であって、光子を光変調器によって変調できるように光線を送信するように構成された光導波路と、光導波路と通信し、光線から符号化光子を除去するように構成された光共振器と、光共振器と光学的に接続され、符号化光子を、データの集合を表す電気信号に変換するように構成された変換器と、を有する。
【００１０】
別の実施例において、フォトニック電力伝送システムを有する医療用画像システムを提供する。電力伝送システムは、光線を生成するように機能する光源と、導波路の第１端部においてこの光源に結合され、光線を伝送するように構成された導波路と、導波路の第２端部に結合され、この光線を医療用画像システムの構成要素に電力供給するための電気信号に変換するように構成された変換器と、を含む。
【００１１】
更なる実施例において、磁気共鳴画像（ＭＲＩ）システム用のアップグレードキットを提供する。このキットは、複数のラジオ周波数（ＲＦ）コイルとインターフェース接続するように構成され、ＲＦコイルで生成された磁気共鳴（ＭＲ）データを表す電気データ信号を、ＭＲデータを表す多重光学データ信号に変換するように機能する、フォトニックデータ伝送システムを有するチップを含む。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】本開示の一態様による、ナノフォトニック電力及び／又はデータ伝送を組み込み可能な、汎用画像システムの実施例を示すブロック図である。
【図２】本開示の一態様による、ナノフォトニック電力及び／又はデータ伝送を組み込み可能な、Ｘ線画像システムの実施例を示すブロック図である。
【図３】本開示の一態様による、ナノフォトニック電力及び／又はデータ伝送を組み込み可能な、陽電子放射断層撮影／単一光子放射コンピュータ断層撮影（ＰＥＴ／ＳＰＥＣＴ）画像システムの実施例を示すブロック図である。
【図４】本開示の一態様による、ナノフォトニック電力及び／又はデータ伝送を組み込み可能な、超音波画像システムの実施例を示すブロック図である。
【図５】本開示の一態様による、ナノフォトニクスを用いる電力及びデータ伝送を組み込み可能な、磁気共鳴画像システムの実施例を示すブロック図である。
【図６】本開示の一態様による、ナノフォトニクスを用いた、図５のＭＲＩシステムのＲＦコイルアレイからの画像データ伝送の実施例の模式図である。
【図７】本開示の一態様による、ナノフォトニクスを用いた、図５のＭＲＩシステムのＲＦコイルアレイからの画像データ伝送、及びこれへの電力伝送の実施例の模式図である。
【図８】本開示の一態様による、ナノフォトニクスを用いた、図５のＭＲＩシステムのＲＦコイルアレイからの画像データ伝送、及びこれへの電力及び制御信号伝送の実施例の模式図である。
【図９】本開示の一態様による、図５のＭＲＩシステムのＲＦコイルアレイとの間で電力、データ、及び／又は制御信号を伝送するための多チャンネル多波長変調器アレイの実施例の模式図である。
【図１０】本開示の一態様による、図９のアレイの別の実施例の模式図である。
【図１１】本開示の一態様による、図９のアレイの別の実施例の模式図である。
【図１２】本開示の一態様による、図９のアレイの別の実施例の模式図である。
【図１３】本開示の一態様による、図９のアレイの別の実施例の模式図である。
【図１４】本開示の一態様による、ナノフォトニック変調器アレイを、図５のＭＲＩシステムのＲＦコイルと一体化した実施例の模式図である。
【図１５】本開示の一態様による、共鳴コイル、増幅器、及び熱的可変光変調器の間のインターフェースの実施例の模式図である。
【図１６】本開示の一態様による、共鳴コイル、増幅器、及び電気的可変スプリットリング光変調器の間のインターフェースの実施例の模式図である。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
全図面を通じて同様の符号で同様のパーツを示す添付図面を参照しながら下記の詳細な説明を読めば、本発明のこれら及びその他の特徴、態様、及び利点の理解が深まるであろう。
【００１４】
所定の画像システムに利用可能なチャンネルの数を制限し得る懸案事項が幾つかあり、これには、チャンネル数を増加できる十分な余地がない、画像システムの物理的空間の問題が含まれる。加えて、システムの重量は、金属（例えば導電性の銅線）、遮蔽機能（例えば、金属配線の絶縁被覆）、及びその他の電気的調節機能（例えばバラン）による配線の増加と共に、増加する可能性がある。更に、画像システムが配置される領域は、電気機構部品の発熱により、より強力な冷却を要することがある。
【００１５】
このような懸案事項に加えて、画像診断法は、電力及び通信信号と望ましくない相互作用を生じることがある。一例として、ＭＲＩシステムには、ＲＦコイルとＭＲ制御回路との間に、電力を供給し、データをやりとりするための多数の電気ケーブルがある場合がある。ケーブルは通常、磁気共鳴スキャナによって発生する強力なラジオ周波数場の影響を受ける可能性のある、銅又は類似の導電性材料を含む。場合によっては、その影響は、不規則な画像データを生じる、信号干渉、劣化、及び／又は破損であり得る。このように、従来の電気的経路を通じての信号及び電力伝送のこれらの欠点を考慮すると、今は画像システムにおける改善された電力伝送及びデータ伝送の必要性があることがわかる。
【００１６】
本明細書に記載の手法は、高チャンネル数、高帯域幅、及び高画質の画像システムを実現するためのナノフォトニック装置及びシステムを提供することにより、電力及びデータ伝送に関するこれら及びその他の問題を解決する。低エネルギー及び駆動電圧要件を有するミクロンサイズの装置を用いて、ナノフォトニック送信器、受信器、及び波長分割多重（ＷＤＭ）システムを採用する画像システムが、本明細書に記載されている。一例として、本手法は結果的に、ナノフォトニック相互接続及びナノフォトニック電力伝送方式を用いる画像システム検出器アレイを備える、完全な光インターフェースをもたらすであろう。フォトニック素子は、既存の相補型金属酸化物半導体（ＣＭＯＳ）製造設備との完全な互換性を備え、大量生産、低コスト、及び大規模生産を可能にする、シリコンベースの機構を含み得る。更に、本実施例により、システムコスト及び検出器アレイ重量の大幅削減が可能になり、このことは、患者の快適性を改善し、諸経費を削減し、患者の安全性を高め、結果的により良い画質をもたらすことができる。本発明の技術的効果は、画質の向上、チャンネル利用可能性の増加、電磁干渉の減少、光信号の電磁波耐性、及び光ケーブルの帯域幅容量の改善を含むが、これらに限定されない。
【００１７】
本手法は、幾つか例を挙げると、医療用画像診断、品質管理のための製品検査、及び安全検査等、様々な画像分野において利用可能なことに、留意すべきである。但し、説明を単純にするために、本明細書に開示の例は、主に医療用画像、具体的には磁気共鳴画像に関する。しかし、これらの例は、単なる説明目的において、説明を簡素化するためになされていること、並びに、本手法は、開示の画像技術のいずれとも組み合わせ可能で、更に医療用画像診断以外の分野においても利用可能なことは、理解されるべきである。具体的には、図１〜５は、光学データ及び／又は電力送信のためのナノフォトニック変調器の組み込みの恩恵を受ける医療用画像システムの実施例を論じており、図１は汎用画像システムに関し、図２はコンピュータ断層撮影（ＣＴ）／Ｃアーム画像システム等のＸ線画像システムに関し、図３はＰＥＴ／ＳＰＥＣＴ画像システムに関し、図４は超音波画像システムに関し、図５はＭＲＩシステムに関する。更に、ナノフォトニック変調器及びこれらのこのような画像システムへの組み込みの実施例は、図６〜８に関連して、図５のＭＲＩシステムの文脈において、更に詳細に記載される。変調器の様々な配置を、図９〜１３に関連して論じ、図５のＭＲＩシステムのＲＦコイルをナノフォトニック変調器に組み込んだ実施例を、図１４〜１６に関連して論じる。
【００１８】
上記を念頭に置いて、図１では、汎用画像システム１０のブロック図を示す。画像システム１０は、信号１４を検出する検出器１２を含む。検出器１２は、信号１４を検出するために、フォトダイオード、コイル、トランスデューサー、シンチレータ、フォトマルチプライヤー等の、１つ以上の検出素子のアレイを含み得る。信号１４は通常、ガンマ線、Ｘ線、音波エコー、ＲＦ、音波等、電磁又はその他のいずれの形態の放射線も含み得る。通常、検出器１２内の検出素子が多いほど、このような放射線を空間的に解像する能力が大きくなり、より高い画質をもたらす。しかし、上記のように、各検出素子は個別のチャンネルを必要とする場合があり、これは実質的に、ケーブル、並びに空間的及びエネルギー要件を、実質的に増加させる可能性がある。
【００１９】
検出器１２は、検出された放射線に応答して電気信号を生成し、これらの電気信号は、データリンク１８を経由して、それぞれのチャンネルを通じてデータ取得システム（ＤＡＳ）１６に送られる。一般的な構成において、データリンク１８は、複数の電線を含むが、これらは、バンドル化され、絶縁され、熱的に維持される等の必要がある。しかし、本手法によると、データリンク１８は有利なことに、ＤＡＳ１６に検出器１２を接続するにあたり、例えば単一の導波管線路、又は少数の光回線等のように、より少ない線路を含むものでもよい。更に、このような光インターフェースで、検出器１２から出る全てのチャンネルから、全てのデータの集合を送信できる。本実施例によるデータリンク１８は、一例として、特定の光の波長で検出器から受信した各電気信号（即ち、各チャンネル）を符号化する光共振器（例えば、マイクロリング共振器）を有する複数の変調器を含み得る。光の波長は、多重化され、例えば１つ以上の導波管線路を経由して、ＤＡＳ１６に向けて送信される。導波管線路を、データリンク１８の端部に向かって（即ち、ＤＡＳ１６に向かって）、各チャンネルが光学的に符号化される特定の波長に調整される、一連のデマルチプレクサを通るようにしてもよい。つまり、多重化側の各光共振器は、デマルチプレックス側の特定の光共振器に合わせて調整される。各チャンネルは、光検出器等の変換器を用いて再び電気信号に変換され、ＤＡＳ１６に供給される。このような手法は、図６に関連してより詳細に論じられる。しかし、少なくとも検出器１２からＤＡＳ１６への、少なくともデータの光送信が通常必要とするのは、より少ないコスト、より少ないエネルギー、より少ない物理的空間等であることに、留意すべきである。
【００２０】
ＤＡＳ１６が電気信号（アナログ信号であってもよい）を取得すると、ＤＡＳ１６で、データを処理し易くするために、デジタル化又はその他の調整を行える。例えば、ＤＡＳ１６で、時間に基づいて画像データをフィルタリングしたり（例えば、時系列画像ルーチン）、ノイズ又はその他の画像収差を画像から除去する等のことができる。ＤＡＳ１６はその後、ＤＡＳ１６が作動的に接続されている制御装置２０に、データを供給する。制御装置２０は、適切に構成されたソフトウェアを備える、特定用途向け又は汎用コンピュータである。制御装置２０は、画像プロトコル、データ処理、診断評価等のアルゴリズムを実行するように構成された、コンピュータ回路を含み得る。一例として、制御装置２０はＤＡＳ１６に、或る一定の時間間隔での画像取得の実行、或る一定のタイプのデータの取得等を行わせる。加えて、制御装置２０は、イーサネット（商標）接続、インターネット接続、無線トランシーバ、キーボード、マウス、トラックボール、ディスプレイ等の、オペレータとインターフェース接続する機能を含み得る。
【００２１】
このような手法を念頭に置きながら、図２では、上記の手法による様々なナノフォトニック機能を組み込み可能な、Ｘ線画像システム３０の実施例を示すブロック図を示す。Ｘ線画像システム３０は、品質管理、パッケージ選別、及び安全性選別等のための検査システムであっても、医療用画像システムであってもよい。図示の実施例において、システム３０は、ＣＴ又はＣアーム画像システム等の、Ｘ線医療用画像システムである。システム３０の構成に関して、設計上、図１に関連して記載した汎用画像システム１０と類似している。例えば、システム３０に、ＤＡＳ１６に作動的に接続された制御装置２０を含め、これによって検出アレイを経由した画像データの取得を制御できる。システム３０において、画像データの収集を可能にするために、制御装置２０には更に、Ｘ線源３２にも作動的に接続された、１つ以上のＸ線管を含めてもよい。
【００２２】
制御装置２０は、タイミング信号、画像シーケンス等の様々な制御信号を、制御リンク３４を経由してＸ線源３２に供給できる。幾つかの実施例において、制御リンク３４は更に、電力等の動力も、制御リンク３４を経由してＸ線源３２に供給する。本実施例によると、制御リンク３４には、後に詳説するように、１つ以上のフォトニックデータ及び／又は電力伝送システムが組み込まれている。通常、制御装置２０は、Ｘ線３６の放射を開始するにあたり、一連の信号をＸ線源３２に送信するが、これは患者３８等の被験体に向けられる。組織、骨等、患者３８の体内の様々な機構が、入射したＸ線３６を減衰させる。患者３８を通過して減衰したＸ線４０はその後、検出器パネル又は類似の検出器アレイ等の検出器４２にぶつかり、対応するデータスキャン（即ち画像）を表す電気信号を生成する。デジタル検出器の場合、検出器４２は、シンチレータ、ダイオード等、数百又は数千の検出素子を含み得る。上記のように、各検出素子は、データ伝送に単一のチャンネルを要件とする場合があるが、このことは、検出器４２内の検出素子の数を制限することがある。しかし、本実施例によると、これらを光学的に変調、多重化し、データリンク１８を通じて送信し、更にデマルチプレックスすることができる。このように、本実施例では更に、電気配線、及び少なくとも検出器４２のＤＡＳ１６との結合における関連機構の削減も、可能となり得る。
【００２３】
幾つかの画像分野では、取得された１つの信号を別の信号と相関させるようにして、実質的に同時に取得可能な情報を搬送することが重要であろう。このような画像分野の１つがＰＥＴ画像システムであり、その実施例を図３に示している。具体的には、図３は、検出器アレイ５２とＤＡＳ１６との間にデータリンク１８を有する、ＰＥＴ画像システム５０の実施例のブロック図を示す。ＰＥＴ画像において、検出器５２は通常、患者３８を取り囲むように構成されている。具体的には、ＰＥＴシステム５０の検出器５２は一般的に、１つ以上のリング内に配置された多数の検出器モジュールを含む。説明を単純にするために、図示の実施例では、後述のように、撮像中に放出されるガンマ線の対がほぼ同時に捕捉されるように、約１８０°離れて配置された検出器５２の２つの領域を示している。ＳＰＥＣＴの実施例等の別の実施例では、検出器５２をリングとして配置されてもよいが、この場合は、ＰＥＴにおいて同時発生する光子対ではなく単一の光子が検出されることに、留意すべきである。検出器５２は、崩壊していく放射性核種によって患者３８の体内から発生した光子を検出する。例えば、放射性核種を、患者３８の体内に注入し、特定の組織（例えば、腫瘍等の異常特性を有する組織）によって選択的に吸収されるようにしてもよい。放射性核種が崩壊するにつれて、陽電子が放出される。陽電子は（例えば、組織内の原子からの）補完電子と衝突し、その結果として対消滅事象が発生することがある。ＰＥＴにおいて、対消滅事象の結果、第１及び第２ガンマ光子５４、５６が放出される。第１及び第２ガンマ光子５４、５６は、互いに約１８０°離れた領域において、検出器５２にぶつかる。一般的に、第１及び第２ガンマ光子５４、５６は、ほぼ同時に検出器５２にぶつかり（即ち、一致しており）、互いに相関している。そして、対消滅事象の発生源の位置が特定される。このことが多数の対消滅事象について繰り返され、通常はその結果として、異常組織の対比が強調されて見える画像となる。この点に関して、十分な画質の画像を生成するための高空間分解能が得られるように、検出器５２には、有利には複数の検出素子を含め得ることに、留意すべきである。例えば、多数のガンマ線対を検出することにより、並びにこれらの対が移動した対応する線を計算することにより、体の様々な部位における放射性トレーサの濃度を推測し、これによって、腫瘍を検出できる。このように、ガンマ線の正確な検出及び位置特定は、ＰＥＴシステム５０の本質的且つ最大の目的を成す。有利なことに、本実施例では、データリンク１８を経由して検出器５２からＤＡＳ１６への、より多くのデータチャンネルを利用できる。上記のように、このことによって、完全に電気的な構成と比較して、より多くの検出素子を使用し、このようなＰＥＴスキャンの結果として得られる解像度及び画質を向上させることができる。
【００２４】
幾つかの実施例では、検出器を超音波源と一体化することにより、単一の画像コンポーネント（例えばプローブ）で音響エネルギーを生成し、これを患者に向け、その結果として反響する任意の音波を検出できる。このような実装の一例が超音波画像システムであり、その実施例を図４に示す。具体的には、図４は、超音波源／検出器６２（即ち、超音波プローブ）と作動的に接続された、ＤＡＳ１６及び制御装置２０の両方を有する、超音波画像システム６０の実施例を示している。超音波源／検出器６２は、上述の手法によって、データリンク１８を経由してＤＡＳ１６に光学的に接続可能である。加えて、制御装置２０を、患者データの取得を命令するための制御信号、電力等を供給するように、制御線６４を経由して超音波源／検出器６２に光学的に接続してもよい。例えば、超音波源／検出器６２に、複数の変換器を有する変換器アレイを含む、患者に対向する面又は接触する面を含めてもよい。各変換器は、制御装置２０によって配向されるパルス波形によって電力供給されると、超音波エネルギー６６を生成する能力を有してもよい。超音波エネルギー６８は、患者３８等から、変換器超音波源／検出器６２に向かって反射され、電気信号に変換されて、利用可能な画像を構成するために使用される。上述のその他の診断法と同様に、結果的な画像の解像度は、プローブ内の検出素子の数に直接的に依存することがある。
【００２５】
このような画像分野において、Ｘ線源及び検出器が手持ち式である場合等、一般的にその他の診断法と比較して、空間利用可能性が大きく制限される可能性があることに、留意すべきである。したがって、本手法は、光学的にリンク６４を経由して超音波源／検出器６２に供給される、電力及びデータを提供する。加えて、超音波源／検出器６２からＤＡＳ１６への画像データの送信は、データリンク１８を通じた光学的なものであってもよい。
【００２６】
このような電力及びデータ伝送はＭＲＩシステムにも適用可能であり、この場合、特定の画像ルーチンがユーザ（例えば、放射線科医）によって開始される。このようなシステムの実施例を図５に示し、図５では、スキャナ７２、スキャナ制御回路７４、及びシステム制御回路７６を含む磁気共鳴画像システム７０が示されている。システム７０はこれに加えて、システム７０によって取得されたデータがオンサイト又はオフサイトでアクセス可能なように、画像保存通信システム（ＰＡＣＳ）７８としての遠隔アクセス及び記憶システム又は装置、或いは遠隔放射線設備等のその他の装置を含む。ＭＲＩシステム７０はいずれの適切なスキャナ又は検出器も含み得るが、図示の実施例において、システム７０は、内部に孔８２が形成された筺体８０を有する、全身スキャナ７２を含む。テーブル８４を孔８２の内部に向かって移動させて患者３８を孔８２の中に配置し、選択された体内部位を撮像する。
【００２７】
スキャナ７２は、１つ以上の制御された磁場を発生するために、及び撮像されている患者３８の体内部位において磁気回転材料からの放出を検出するために、一連の関連するコイルを含む。通常は孔８２に整合している一次磁場を発生させる一次電磁コイル８６が設けられる。一連の傾斜コイル８８、９０、及び９２によって、検査シーケンスの間、制御された傾斜磁場を発生させることができる。回転準備、緩和重み付け、回転摂動、又はスライス選択のため等、磁気回転材料を励起するためのラジオ周波数パルスを発生させるために、ラジオ周波数（ＲＦ）コイル９４が設けられる。検査シーケンスの間、磁気回転材料からの磁気共鳴信号を受信するのは、別個の受信コイルであっても、同一のＲＦコイル９４であってもよい。
【００２８】
スキャナ７２の個々のコイルは、外部回路によって制御され、所望の場及びパルスを発生させると共に、制御下で磁気回転材料からの放出を読み取る。一実施例において、一次場コイル８６に電力供給するために、主電源９６が設けられる。駆動回路９８は、傾斜場コイル８８、９０、及び９２にパルスを印加するために設けられる。このような回路は一般的に、スキャナ制御回路７４によって出力されたデジタル化パルスシーケンスによって定まるように、コイルに電流を供給するための増幅及び制御回路を含む。ＲＦコイル９４の動作を制御するために、別の制御回路１０２が設けられる。回路１０２は、幾つかの実施例において、アクティブ及びパッシブモードの動作を交互に切り替えるためのスイッチング装置を含み、このとき、ＲＦコイルはそれぞれ信号を送受信する。但し、図示の実施例では、回路１０２は、患者３８に配置してもよいアレイ等、受信コイルアレイ１０３と通信を行う。本開示によると、受信コイルアレイ１０３は、例えばデータのやりとり、制御信号の供給等のための回路１０２を備える光インターフェースを含む。回路１０２は、ＲＦパルスを発生するための増幅回路、及び受信器アレイ１０３によって受信される磁気共鳴信号を処理するための受信回路も含む。コイル、増幅器、及び回路１０２の間での、電力及び／又はデータの送信については、図６〜８に関連してより詳細に記載する。
【００２９】
スキャナ制御回路７４は、傾斜磁場コイル８８〜９２及びＲＦコイル９４を駆動させるための、並びに検査シーケンスにおいて生成された磁気共鳴信号を表すデータを受信するための信号を出力する、インターフェース回路１０４を含む。インターフェース回路１０４は、制御回路１１０にも結合されている。制御回路１１０は、システム制御回路７６を経由して選択された定義済みプロトコルに基づいて、回路１０２及び回路９８を駆動させる命令を実行する。制御回路１１０は更に、磁気共鳴信号の受信の役割も果たし、システム制御回路７６にデータを送信する前に後続処理を実行する。スキャナ制御回路７４は、構成パラメータ、パルスシーケンス記述、検査結果等を保存する、１つ以上のメモリ回路１１２も含む。インターフェース回路１１４は、スキャナ制御回路７４とシステム制御回路７６との間でデータを交換するために、制御回路１１０に結合されている。このようなデータは一般的に、選択された実行されるべき特定の検査シーケンス、これらシーケンスの構成パラメータ、及び取得されたデータを含み、これらは後続処理、保存、送信、及び表示にあたり、スキャナ制御回路７４から生のまま送信されても、処理された形態で送信されてもよい。
【００３０】
システム制御回路７６は、スキャナ制御回路７４からデータを受信してデータ及び命令をスキャナ制御回路７４に戻す、インターフェース回路１１６を含む。インターフェース回路１１６は、多目的又は特定用途向けコンピュータ又はワークステーション内にＣＰＵを含み得る、制御回路１１８に結合されている。制御回路１１８は、ＭＲＩシステム７０を動作させるプログラミングコードを記憶するための、並びに後の再構築、表示、及び送信のための処理済み画像データを記憶するための、メモリ回路１２０に結合されている。画像データ、構成パラメータ等を遠隔アクセス及び記憶装置７８等の外部システムコンポーネントと交換するために、インターフェース回路１２２を設けてもよい。最後に、システム制御回路１１８は、オペレータインターフェースを扱い易くするための、及び再構築された画像のハードコピーを生成するための、様々な周辺機器を含んでもよい。図示の実施例では、これらの周辺機器は、プリンタ１２４、モニタ１２６、及びキーボード又はマウス等の装置を含むユーザインターフェース１２８を含む。
【００３１】
図５のＭＲＩシステム７０の動作及び全体的な構成を念頭に置いて、ＲＦ受信コイルアレイ１０３から、例えばスキャナ制御回路７４及び／又はシステム制御回路７６等の画像処理回路に送信される磁気共鳴（ＭＲ）データに関連して、ナノフォトニックデータ搬送の本手法を説明する。そこで、このようなナノフォトニックデータ搬送を論述し易くするために、図５のアレイ１０３と類似であってもよいアレイＲＦ受信コイル１４２から、画像処理回路へのデータの光送信のための機能を組み込んだナノフォトニクスシステム１４０を、図６に関連して記載する。ナノフォトニクスシステム１４０の全て又は一部が単一チップ又は複数のチップ上に集積されてもよいこと、及び送信されるデータがアナログ及び／又はデジタルであってもよいことに、留意すべきである。
【００３２】
図示の実施例では、ナノフォトニクスシステム１４０は、磁気共鳴データを表す電気信号（例えば、デジタル又はアナログ信号）を光信号に変換するように構成された光変調器１４４のアレイを含むものとして示されている。一般的に、光変調器１４４の各々は、別の光変調器の各々からの異なる波長で動作するように構成された、１つ以上の光共振器を含んでもよい。具体的には、各変調器１４４は、光子の符号化された部分集合を生成するために、それぞれのデータ集合で光子の部分集合を符号化するように、光線が含む、光子の、異なる部分集合を変調する。光子の各部分集合は、類似の波長（例えば、互いに数ナノメートル以内）、同じ波長、同じ偏光を有する複数の光子を含んでもよいという点において、又は複数の光子がほぼ同時に変調器に到達するという点において、そのように分類可能である。本明細書では、光子の部分集合が、単一の量子と似た挙動とは対照的に、これらが集団的な挙動を呈し得る、複数の光子を含んでもよい。共振器による波長制御は、リソグラフィ又はサーマルチューニングによって得られる。図示の実施例では、システム１４０は、光線が含む、光子の部分集合に光多重化及び／又はデマルチプレックスを実行するにあたり、マイクロリング共振器、アレイ状導波路格子、及び／又はマッハツェンダ干渉計のいずれか又はそれらの組み合わせを採用してもよい。繰り返しになるが、各共振器／フォトニック素子は、固有の光波長で動作するように設計されている。
【００３３】
ナノフォトニクスシステム１４０の動作時、ＲＦコイル１４２は、それぞれのＭＲ信号を各々受信する。ＭＲ信号はその後電気信号１４６（例えば、アナログ又はデジタル）に変換され、これらはそれぞれの増幅器１４８に送られる。一例として、増幅器は、約０．００５ワット（Ｗ）から１Ｗの間のエネルギー（例えば、約５ｍＷから約５００ｍＷの間、又は約１／３Ｗ）を用いて駆動される、低ノイズ増幅器（ＬＮＡ）であってもよい。幾つかの構成において、ＬＮＡは、コイル１４２で受信されるＭＲ信号にノイズが入らないように、ラーモア周波数（通常は、それぞれ１．５Ｔ及び３Ｔで水素核に対して約６４ＭＨｚ又は１２８ＭＨｚだが、31Ｐ、13Ｃ、又はその他の核に対応する別の周波数の可能性もある）周辺の狭帯域幅に含まれるＭＲ適合性低ノイズを発生する可能性がある。増幅器は電気信号１４６を増幅させ、この信号はその後、増幅電気信号１５０として、例えば増幅アナログ信号又は増幅デジタル信号として、光変調器１４４のアレイに送信される。
【００３４】
光変調器１４４のアレイへのデータ伝送と実質的に同時に発生するプロセスにおいて、１つ以上のＬＥＤ、ダイオードレーザ、マイクロリングレーザ等の光源１５２は、例えば光ファイバ導管等の導波路１５６を通じて光ビーム１５４を放出する。光ビーム１５４は、１つ又は複数の光波長を含む。つまり、光ビームは、各部分集合がそれぞれの偏光又は波長等を有する、光子の部分集合を含み得る。図示の実施例は、単一の導波路を含むものとしてシステム１４０を示しているが、複数の光変調器に繋がる一連の導波路、又は光変調器への送信に使用される導波路及び変調器からの変調光信号を搬送するためのドロップラインとして使用される個別の導波路等、より多くの導波路の使用が本明細書において考えられることに、留意すべきである。かかる実施例については、図９〜１３に関連して後述する。
【００３５】
図６に示すように、光ビーム１５４は導波路１５６に沿って送信され、光変調器１４４のアレイにぶつかる。一般的に、導波路１５６は、単一又は多モード光ファイバであっても、１つのみ又は複数の光ファイバを含むものでも、或いはシリコンチップにエッチングされたチャンネルであってもよい。加えて、導波管線路１５６は、シリカベースの導波路材料であってもよいが、シリカ、フルオロジルコニウム酸塩、フルオロアルミネート、カルコゲニド、サファイア、及び／又はプラスチック材料等、当該技術分野において周知の導波路材料のいずれか１つ、又はこれらの組み合わせを含むものであってもよい。光ビーム１５４が光変調器１４４のアレイにぶつかると、各変調器は、それぞれのコイル１４２で受信したＭＲデータを用いて光ビーム１５４の一部を符号化し、その結果、（例えば、より多くの光変調器とぶつかるにつれて）増加的に変調される光ビーム１５８を生じる。例えば、光ビーム１５４が、複数の波長（又は偏光又は時間）を含み、複数の光変調器１４４のうちの１つをこれに合わせて調整するようにしてもよい。本手法によると、変調器１４４によって別個に符号化可能な波長が、最小で数ナノメートル（ｎｍ）、又は最大で１ミクロン毎に分割される。幾つかの実施例において、光変調器１４４が調整される波長は、約１５２０ｎｍから約１５７０ｎｍ（即ち約１．５７μｍ）の範囲内である。非限定的な図示の実施例において、システム１４０は、５つの異なる光変調器、即ち変調器１４４ａ、１４４ｂ、１４４ｃ、１４４ｄ、及び１４４ｅを含み、これらは光ビーム１５８に封じ込められたそれぞれの波長（例えば、それぞれλa、λb、λc、λd、及びλe）に調整される。このようにして、光変調器１４４ａはそのそれぞれのＲＦコイルから受信した磁気共鳴データを用いて波長λaを符号化し、変調器１４４ｂはそのそれぞれのＲＦコイルから受信した磁気共鳴データを用いて波長λbを符号化する（その他の変調器についても同様である）。図示の実施例において、光ビーム１５８が光変調器１４４ｅにぶつかった後、ＲＦ受信コイル１４２からのＭＲデータを用いて完全に符号化された光ビーム１６０が、導波路１５６を通じて送信される。つまり、光ビーム１６０は、ＲＦコイル１４２によって捕捉されたデータを用いて多重化される。したがって、ＭＲデータをＲＦコイル１４２で収集する際、上記のプロセスを実質的に連続的に実行可能であることに、留意すべきである。
【００３６】
完全に符号化された光ビーム１６０が生成されると、光ファイバ１５６は、通常は光ビーム１６０をデマルチプレックスするように構成されている複数の光共振器１６２を通る経路に沿って、ビーム１６０を送信する。したがって、光ビーム１６０が複数の光共振器１６２にぶつかると、共振器１６２とぶつかるにつれて増加的にデマルチプレックスされる光ビーム１６４が生成される。例えば、光ビーム１６０は、光共振器１６２ａ、１６２ｂ、１６２ｃ、１６２ｄ、及び１６２ｅとぶつかり、これらは、光変調器１４４ａ〜１４４ｅと同様に、それぞれｎ波長λa、λb、λc、λd、及びλeに調整される。図示の実施例において、ビームがぶつかる第１光共振器は、波長λeに調整された共振器１６２ｅである。光ビーム１６４は次に、異なる波長（例えばλd等）に調整された共振器１６２ｄとぶつかり、このことは、最後の光共振器１６２ａに到達するまで同様に続けられる。光ビーム１６０は上記の順で光共振器とぶつかるものとして示されているが、本手法は、デマルチプレックスのいずれの順序の利用も考慮しており、共振器１６２をいかなる所望の波長にも合わせられ、いかなる所望の多重化／デマルチプレックス順序でも調整できることに、留意すべきである。
【００３７】
上記のようにそれぞれの各波長でデマルチプレックスすると、各光共振器１６２は、通常は共振器が調整される１つ又は複数の波長を含む、それぞれの光信号１６６を生成する。このように、共振器１６２ｅにおいて生成された光信号１６６は波長λeを含む（その他の共振器についても同様である）。当然ながら、光信号１６６は、それぞれの導波管線路に沿って送信され、光検出器アレイ１６８に送られ、それぞれの電気信号１７０が生成される。検出器１６８は、フォトダイオードアレイ等の光検出器、ゲルマニウム導波路が組み込まれた検出器、又は光信号１６６から電気信号１７０を発生させるための変換器として機能し得る任意の光検出器を含む。光検出器１６８において生成された電気信号１７０は、ＲＦコイル１４２において検出されたＭＲデータを表す。したがって、電気信号１７０は、ＭＲデータを処理、記憶、及び／又は解釈できるように、スキャナ制御回路７４及び／又はシステム制御回路７６等の処理回路に送られる。
【００３８】
図６に示す実施例は、ＲＦコイル１４２からＭＲシステム７０の１つ以上の処理回路にデータを光学的に搬送するように構成された機構を含む。図７は、変調器１４４を駆動させる増幅器１４８のアレイに光電力を供給するように構成されたシステム１８０の実施例を示している。システム１８０は、光電力伝送及び光学データ伝送の両方の機能を含む。しかし、幾つかの実施例では、光電力伝送を行うだけでもよい。実際、幾つかの実施例において、フォトニック電力伝送に関して本明細書に記載の機構は、例えばシリコンチップ（例えばシリコンオンインシュレータ（ＳＯＩ）チップ）等、単一チップ上に実装される。更に、フォトニックデータ伝送に関して上述した機構を、同一又は個別のチップ上で実装してもよい。したがって、本明細書に記載の手法は、単一チップ上でも、複数のチップ上でも、完全に実装可能である。図６に記載のシステム１４０の動作を念頭に置いて、図７に示すシステム１８０は、その他の機構の中でもとりわけ、増幅器アレイ１４８への最終的な電力伝送のために光ビーム１８４を出力するように構成された、光源１８２を含む。通常、光源１８２は、増幅器１４８を駆動させる十分量の電力を実質的に連続的に出力し、光変調器１４４を少なくとも部分的に駆動させる能力を有する、１つ以上のレーザを含む。本実施例によると、増幅器１４８の各々は、約０．３ワット（Ｗ）から約１Ｗの範囲を使用する。しかし、本手法がこれよりも多い（又は少ない）電力を利用する増幅器にも適用可能であることに、留意すべきである。したがって、光源１８２は、最大で約数ミリワットずつ（例えば、約１ｍＷ、５ｍＷ、１０ｍＷ等）の出力が可能な１つ以上のレーザを含み得る。
【００３９】
光源１８２から発生した光ビーム１８４は、光源１８２内の光源の構成及び／又は数によって決まる、１つ又は多数の波長を含む。一例として、光ビーム１８４は、１つの広帯域レーザ及び／又はそれぞれの帯域幅及び波長で動作する複数のレーザ等からの、１つ以上の可視波長を含む。光ビーム１８４は、導波路１８６を通じて変換器１８８に送られる。導波路１８６は、シリカベースの導波路材料であってよいが、シリカ、フルオロジルコニウム酸塩、フルオロアルミネート、カルコゲニド、サファイア、及び／又はプラスチック材料等、当該技術分野において周知の導波路材料のいずれか１つ、又はそれらの組み合わせを含むものであってもよい。
【００４０】
一般的に、変換器１８８は、光ビーム１８４を受信し、結果として電気信号１９０を生成する。変換器１８８は、１つ以上のコイル１４２の上に設けられていても、コイル１４２から離れていてもよく、フォトダイオード、又はフォトマルチプライヤー（ＰＭＴ）等のように光検出時に電気信号を生成する、いずれかの光検出器も含み得る。一実施例では、変換器１８８は、１つ以上の可視波長で動作する、シリコンベースのダイオードである。更に、変換器１８８は、光ビーム１８４の受信によって発生した熱の少なくとも一部を放散するように構成可能である。
【００４１】
変換器１８８が電気信号１９０を生成すると、電気信号１９０はスイッチモード電源１９２に供給される。スイッチモード電源１９２は通常、増幅器１４８及び変調器１４４との使用に適合する調整電気信号１９４を提供するように、電気信号１９０を調整するように構成されている。例えば、スイッチモード電源１９２は、ＡＣ及び／又はＤＣ電圧を変換し、システム１８０の電子部品（例えば、コイル１４２、増幅器１４８）及び／又は変調器１４４との使用に適した電力を有する調整ＤＣ電圧を生成する。図７に示すように、調整電気信号１９４は、増幅に使用する電力を供給するために、少なくとも増幅器１４８に供給される。上記のように、幾つかの実施例では、電気信号１９４は、変調器１４４にも供給される。
【００４２】
図６及び７に関連して上述したフォトニック電力伝送及びフォトニックデータ伝送機能に加えて、本手法は、コイル１４２への制御信号のフォトニック伝送のための、図８に示すシステム２００も備える。したがって、図８に示すシステム２００は通常、図５のＭＲＩシステム７０内でＭＲ信号を受信するために利用する機構に、ほぼ完全な光インターフェースを提供する。このように、図６及び７に関連して記載されたシステム１４０及び１８０の機能及び動作をそれぞれ念頭に置いて、システム２００は、１つ以上のコイル制御信号２０２を光学的に変調するため、及びコイル１４２に制御信号を光学的に伝送するための機能を含む。
【００４３】
システム２００でコイル１４２に制御信号を光学的に伝送できるようにするために、図示の光源１５２は、コイル１４２で受信したＭＲ信号の光学的変調に加えて、複数のマイクロリングレーザ１５２ａ、１５２ｂ、１５２ｃ、１５２ｄ、１５２ｅ、及び１５２ｆを含む。マイクロリングレーザは、透明な光空洞共振器上に光利得媒体を集積することによって形成される。空洞共振器は、マイクロリング／マイクロディスク又は１次元ブラッグ格子のいずれかであってよい。或いは、櫛形の光波長を発生させるために、非線形光学プロセスを有する光空洞共振器を使用してもよい。具体的には、各マイクロリングレーザは、それぞれの光変調器１４４及びそれぞれのデマルチプレックス光共振器１６２に合わせて調整されるように構成される。例えば、マイクロリングレーザ１５２ａは、上述のように変調器１４４ａ及び共振器１６２ａが動作する波長であるλaを発生するように調整される。図８に戻ると、マイクロリングレーザの数が通常は光変調器１４４及び光共振器１６２の数よりも多いことがわかるであろう。通常、図示の実施例では、マイクロリングレーザ１５２ｆを含む付加的なマイクロリングレーザは、コイル制御信号２０２を変調するように構成された光変調器２０４に合わせて調整された、１つ以上の付加的な波長（λf）を生成するように構成されている。
【００４４】
こうして、システム２００の動作中、図６及び７に関連して上述した作用に加えて、電気コイル制御信号２０２が、光ビーム１５４の一部となる光信号に変調される。光ビーム１５４が導波路１５６を進むと、デマルチプレックス光共振器２０６に遭遇する。光ビーム１５４が光共振器２０６に遭遇すると、コイル制御信号２０２を表す光信号２０８が生成される（即ち、光ビーム１５４からデマルチプレックスされる）。光信号２０８は、１つ以上の光ファイバ２１０を経由して変換器２１２に搬送されるが、これはフォトダイオード等であってもよい。変換器２１２は、コイル制御信号２０２を表す光ビーム２０８を、電気領域に変換して戻す。したがって、電気コイル制御信号２０２と同じであり得る電気信号２１４が生成され、コイルアレイ１４２に伝送される。このようにして、電気信号２１４でコイルアレイ１４２の動作を制御できる。図示の実施例では、コイルアレイ１４２に供給されている１つの電気信号２１４を供給する一方で、各チャンネル、即ち各コイルは、変調器２０４、共振器２０６、及び変換器２１２の別個及び個別の集合を有してもよいことに、留意すべきである。このため、変調器２０４、共振器２０６、及び変換器２１２のうちの１つ又はこれらを組み合わせたものを、変調器２０４及び／又は共振器２０６及び／又は変換器２１２（及びいずれか関連する導波路）の数がチャンネルの数と等しくなるように、コイルのいずれか１つ又はこれらを組み合わせたものの上に直接設けてもよい。
【００４５】
本明細書に記載される光変調器のいずれもが、１つ又は複数の光共振器を用いて実装可能であることに、留意すべきである。例えば、適切なダイナミックコントラスト比、適切な直線性等を実現するために、複数の共振器が利用されている光学フィルタと同じように、変調器を構成することが望ましいことがある。変調器用に複数の共振器を含むシステム２２０のこのような実施例の一例を、図９に関連して記載する。具体的には、図９は、図６〜８の光源１５２と類似の構成を有し得る光源２２２を含む。光源２２２は、１つ以上の光ビーム２２４を発生させ、この光ビーム２２４は、第１導波路２２６に沿って搬送され、図６に関連して上述した電気ＭＲ信号にぶつかる。
【００４６】
光ビーム２２４はその後、ＲＦコイルの１つで受信したＭＲデータを表す電気信号を変換して光領域に戻すように構成された、複数の共振器２３０、２３２、２３４を含む変調器２２８を通る。具体的には、上述の波長識別規則を借用して、変調器２２８がλaに調整される。このため、共振器２３０、２３２、２３４の各々はλaに調整される。λaは、最後の共振器（即ち共振器２３４）を通った後、第２導波路又はドロップライン２３６に供給される。変調器２４０、２４２、及び２４４を通る際にも、光ビーム２２４に類似のプロセスが生じ、これは他の各波長（即ち、λb、λc、及びλd）に調整される。このようにして、ＭＲデータを運ぶ多重光ビーム２４６は、スキャナ７２から離れた処理領域のデマルチプレックス機構に送られる。
【００４７】
図９に示す実施例は線形の共振器であるが、本明細書では共振器の別の配置も考慮され、フィルタ設計と類似の手法を用いても構成可能であることに、留意すべきである。例えば、図１０は、図９に示すものと類似の線形構成の光共振器を示している。図１１は、２つの光共振器２３０、２３４が導波路２２８、２３６を接続し、１つの共振器２３２が別の共振器の下に設けられている、三角形の配置を示している。図１２は、共振器２３０及び２３２が第１導波路２２６に近接して設けられ、共振器２３４がドロップライン２３６に近接して設けられている実施例を示す。図１３は、共振器が図１２と類似の配置で設けられているが、共振器どうしの間には、光送信機能を最適化するためにより大きい空間が設けられている、実施例によっては触れられていない実施例を示す。
【００４８】
上述のように、ＲＦコイル１４２からのデータの搬送を容易にし、ＭＲシステム７０で利用する電線路の数を最少化するために、１つ以上のフォトニックデータ伝送機能をＲＦコイル１４２上に直接設けることが望ましいであろう。このような実装の実施例が、４つの共振ループがフォトニックデータ伝送機能の１つの集合を共有しているシステム２６０を示した、図１４に示されている。このような実施例において、フォトニックデータ伝送機構を、ＭＲシステム７０内で移動可能及び／又は取り外し可能な単一の部材に組み込むことが望ましいであろう。加えて、このような組み込みによって、電気的相互接続、導管、バラン等の数が少なくなるように既存のＭＲシステム７０上へこの機能を実装することができる。図示の実施例において、図６に関連して記載したフォトニックデータ伝送機構の少なくとも一部が、単一チップ２６２、２６４、２６６、及び２６８に組み込まれている。つまり、チップの各々は、少なくとも増幅器１４８、変調器１４４、及び導波路１５６を含む。
【００４９】
間隔をあけて電線路及び処理設備を配置することでＭＲスキャナ７２で発生する干渉を回避できるように、各チップ２６２、２６４、２６６、及び２６８を、それぞれの導波路２７０、２７２、２７４、及び２７６に接続してもよい。これによって、導波路２７０、２７２、２７４、及び２７６は、光源１５２及び／又はデマルチプレックス共振器１６８との遠隔接続を可能にする。上述及び図示したように、４つの共鳴コイル１４２を単一チップに接続してもよい。チップ２６２については、各々がそれぞれの増幅器に適合された共鳴コイル１４２ａ、１４２ｂ、１４２ｃ、及び１４２ｄとインターフェース接続するように構成される。このようにして、共鳴コイル１４２ａは、ＭＲデータを表すその電気信号を増幅器１４８ａに供給し、増幅されたこの電気信号が光変調器１４４ａに供給される（その他のコイルについても同様である）。
【００５０】
光変調器１４４がＲＦコイル１４２から情報を受信して光ビームとインターフェース接続するように構成する方法が、図１５及び１６に関連して更に詳細に記載される。具体的には、図１５は、熱的に可変の光変調器配置の実施例であり、図１６は、電気的に可変のスプリットリング光変調器配置の実施例である。ここで図１５を参照すると、１つ以上の共鳴コイル２８２から受信したＭＲデータを変調するためのシステム２８０の実施例が示されている。その他の機構の中でも特に、増幅器２８６、光変調器２８８、及び加熱素子２９０を含むチップ１８４が示されている。システム２８０の動作は、以下に記載の通りである。
【００５１】
共鳴コイル２８２が、スキャナ７２の送信ＲＦコイル９４（図５）によってスピンが励起された後に患者３８の体内の核スピンから微弱なＲＦ信号を受信するように構成されていること、及び磁気回転核がその平衡磁化に戻る際にコイル２８２がこれらの信号を受信することに、留意すべきである。そこで、コイル２８２は更に、スキャナ７２が大量のＲＦエネルギーを送信している時の電気部品の損傷を回避するために、ＲＦ送信の間にコイル２８２を停止するために使用する機構等、図示の実施例のものの他にも機構を有してもよい。例えば、微小電気機械システム（ＭＥＭＳ）装置を共鳴コイル２８２上に設置して、ＲＦ送信パルスの間、コイル２８２がスキャナ７２によって生成されるＲＦエネルギーと共鳴することを防止してもよい。
【００５２】
このため、動作中、コイル２８２は、患者３８のＭＲデータを表すＲＦ信号を受信する。コイル２８２はその後、ＭＲデータを表す電気データ信号を生成する。増幅器２８６はその後、共鳴コイル２８２で生成された電気データ信号を増幅する。増幅電気データ信号はその後、不平衡電気信号の形態で光変調器２８８に供給される。図示の実施例において、電気信号は、ＭＲシステム７０の汎用接地から離れた浮動基準接地２９２のため、不平衡である。
【００５３】
具体的には、増幅器２８６は、第１接続部２９４及び第２接続部２９６を経由して光変調器２８８とインターフェース接続している。第１接続部２９４は外側ｐ領域２９８（即ちｐ型半導体領域）とインターフェース接続し、第２接続部２９６は光変調器２８８の内側ｎ領域３００（即ちｎ型半導体領域）とインターフェース接続している。このため、光変調器２８８は、ＰＮ型ダイオード、ＰＩＮ型ダイオード、或いはＰＩＮＩＰ装置又はＭＯＳ（金属酸化物半導体）等の多層構造であってもよい。光変調器２８８のｐ領域２９８及びｎ領域３００は、マイクロリング共振器３０２によって互いに分離されている。マイクロリング共振器３０２は、特定波長を有する光子が、ｐ領域２９８とｎ領域３００との間に発生したバイアスによって変調される領域である。したがって、光ビーム３０６を送信する光導波路３０４（例えば、チップにエッチングされた導波路）は光変調器２８８とインターフェース接続し、光変調器２８８が調整される波長を有する光ビーム３０６内の光波長の部分集合は、変調又は符号化された光ビーム３０８を生成するために、ＭＲデータで変調又は符号化される。光変調器２８８が光ビーム３０６内の光波長の部分集合のみを符号化又は変調できるようにするために、ヒータ２９０は、変調器２８８の全部又は一部に熱エネルギーを供給することによって、変調器２８８に印加されるバイアスを調節する。当然ながら、光導波路３０４は、変調器２８８と類似であるが、光ビーム３０４（及び／又はビーム３０８）の多重化が可能なように異なるターゲット波長を有する、複数の光変調器とインターフェース接続してもよい。
【００５４】
ここで図１６を見ると、ＭＲデータで符号化された光信号を生成するための、スプリットリング変調器３２４を有するチップ３２２を採用しているシステム３２０の実施例が示されている。システム３２０の動作は通常、コイル２８２及び増幅器２８６上のシステム２８０の動作と類似している。したがって、本明細書では、このような特徴を念頭に置いて、スプリットリング変調器３２４の動作を記載している。
【００５５】
上記のように、増幅器２８６は、スプリットリング変調器３２４との少なくとも２つの接続を有する。具体的には、増幅器２８６は、第１接続部３２６及び第２接続部３２８を経由してスプリットリング変調器３２４とインターフェース接続し、いずれの接続もスプリットリング変調器３２４の第１の側３３０にある。上述の光変調器と同じように、第１接続部３２６は第１内側ｎ領域３３２とインターフェース接続し、第２接続部３２８は第１外側ｐ領域３３４とインターフェース接続しており、これらはマイクロリング共振器３３６によって分離されている。この点に関して、スプリットリング変調器３２４が光ビーム３０６を変調する方法は、図１５に関連して上述されたものと概ね類似している。
【００５６】
しかし、図１５の光変調器２８８とは対照的に、スプリットリング変調器３２４は、スプリット３４０によって第２の側３３８から分離された第１の側３３０を有する。変調器３２４の各部分の間がこのように不連続であることにより、１つ以上の特定波長に合わせて変調するにあたり、電気的バイアスをスプリットリング変調器３２４全体に印加することができる。このため、ＤＣバイアス制御装置３４２は、接地３４６が第２外側ｐ領域３４８に接続された状態で、第２内側ｎ領域３４４に接続されている。このようにして、スプリットリング変調器３２４全体にバイアスが発生するように、第２の側３３８に電圧を印加し、波長調整を行うことができる。
【００５７】
本明細書では、最適な態様を含めた例を用いて本発明を開示しているが、これによって当業者は、任意の装置又はシステムの作製及び使用、並びにこれに付随する任意の方法の実施を含め、本発明を実施することができる。また、本明細書に記載の様々な例は、本明細書に開示のその他の例又は実施形態と組み合わせ可能な特徴を有し得る。即ち、これらの例は、説明が簡潔になるように提示されたものであると共に、相互に組み合わせ可能である。本発明の特許請求の範囲は請求項に記載されているが、当業者に想到可能なその他の例も包含し得る。こうしたその他の例は、請求項の文言と相違ない構成要素を有する場合、又は請求項の文言と実質的に相違ない等価の構成要素を含む場合、本発明の特許請求の範囲に含まれるものとする。
【符号の説明】
【００５８】
１０ 汎用画像システム
１２ 検出器
１４ 信号
１８ データリンク
１６ データ取得システム（ＤＡＳ）
２０ 制御装置
３０ Ｘ線画像システム
３２ Ｘ線
３４ 制御リンク
３６ Ｘ線
３８ 患者
４０ 減衰Ｘ線
４２ 検出器
５０ 陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）画像システム
５２ 検出器アレイ
５４ 第２ガンマ光子
５６ 第２ガンマ光子
６０ 超音波画像システム
６２ 超音波源／検出器
６４ 制御線
６６ 超音波エネルギー
６８ 超音波エネルギー
７０ 磁気共鳴画像システム
７２ スキャナ
７４ スキャナ制御回路
７６ システム制御回路
７８ 記憶装置
８０ 筺体
８２ 孔
８４ テーブル
８６ 一次電磁コイル
８８ 傾斜磁場コイル
９０ 傾斜磁場コイル
９２ 傾斜磁場コイル
９４ 送信（ＲＦ）コイル
９６ 主電源
９８ 駆動回路
１０２ 別の制御回路
１０３ 受信コイルアレイ
１０４ インターフェース回路
１１０ 制御回路
１１２ メモリ回路
１１４ インターフェース回路
１１６ インターフェース回路
１１８ 制御回路
１２０ メモリ回路
１２２ 付加的なインターフェース回路
１２４ プリンタ
１２６ モニタ
１２８ ユーザインターフェース
１４０ ナノフォトニクスシステム
１４２ アレイＲＦ受信コイル
１４４ 光変調器
１４６ 電気信号
１４８ 増幅器
１５０ 増幅電気信号
１５２ 光
１５４ 光ビーム
１５６ 導波路
１５８ 光ビーム
１６０ 光ビーム
１６２ 光共振器
１６４ 光ビーム
１６６ 光信号
１６８ 光検出器アレイ
１７０ 電気信号
１８０ システム
１８２ 光源
１８４ 光ビーム
１８６ 導波路
１８８ 変換器
１９０ 電気信号
１９２ スイッチモード電源
１９４ 調整電気信号
２００ システム
２０２ コイル制御信号
２０４ 光変調器
２０６ デマルチプレックス光共振器
２０８ 光信号
２１０ 光ファイバ
２１２ 変換器
２１４ 電気信号
２２０ システム
２２２ 光源
２２４ 光ビーム
２２６ 第１導波路
２２８ 変調器
２３０ 共振器
２３２ 共振器
２３４ 共振器
２３６ ドロップライン
２４０ 変調器
２４２ 変調器
２４４ 変調器
２４６ 多重光ビーム
２６０ システム
２６２ 単一チップ
２６４ 単一チップ
２６６ 単一チップ
２６８ 単一チップ
２７０ 導波路
２７２ 導波路
２７４ 導波路
２７６ 導波路
２８０ システム
２８２ 共鳴コイル
２８４ チップ
２８６ 増幅器
２８８ 光変調器
２９０ 加熱素子
２９２ 浮遊基準接地
２９４ 第１接続部
２９６ 第２接続部
２９８ 外側ｐ領域
３００ 内側ｎ領域
３０２ マイクロリング共振器
３０４ 光導波路
３０６ 光ビーム
３０８ 符号化光ビーム
３２０ システム
３２２ チップ
３２４ スプリットリング変調器
３２６ 第１接続部
３２８ 第２接続部
３３０ 第１の側
３３２ ｎ領域
３３４ ｐ領域
３３６ マイクロリング共振器
３３８ 第２の側
３４０ スプリット
３４２ ＤＣバイアス制御装置
３４４ ｎ領域
３４６ 接地
３４８ ｐ領域
【技術分野】
【０００１】
本明細書に開示の主題は、医療用画像システムにおける電力、制御、及びデータ伝送に関し、特に、マイクロフォトニクス又はナノフォトニクスによる、電力、制御、及びデータ伝送に関する。
【背景技術】
【０００２】
医療用画像システムは、診断に役立つ画像を生成するためのソース、検出器、及び制御回路等の構成要素を含むことが多い。例えば、Ｘ線システムでは、検査又は画像シーケンスの間、Ｘ線放射線が、制御信号に応答してＸ線源から放射される。この放射線は、患者等の被験体を横断し、減衰した放射線の一部が、画像データを収集する検出器にぶつかる。
【０００３】
陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）画像システムにおいて、放射性核種が被験体に注入される。放射性核種が崩壊するにつれて、電子と衝突する陽電子が放出され、ガンマ粒子の対を放出する対消滅事象が生じる。ガンマ粒子の対が検出器アレイにぶつかると、対消滅事象の発生源の位置特定が可能になる。一連の事象の検出後、位置特定された放射性核種の濃度が求められ、診断画像が生成される。
【０００４】
超音波画像では通常、被験体の一部へ超音波を放出するプローブを採用している。音波パルスの発生と戻ってくるエコーの検出から画像が得られるが、これは通常、プローブ内に配置されている複数の変換器を用いることで達成される。
【０００５】
磁気共鳴画像（ＭＲＩ）システムでは、被験体で磁気回転核のスピンを整列させるために、一次磁石によって非常に均一な静磁場が生成される（例えば、水／脂肪中の水素）。核スピンには、傾斜磁場コイルを用いてその位置に基づいて符号化され、平衡化されることが可能な、ＲＦ送信パルスによって摂動が与えられる。平衡化の間、ＲＦ場がスピン及び歳差運動する核から放出され、一連のＲＦコイルによって検出される。ＲＦ場の検出に起因する信号はその後、役立つ画像を再構築するために処理される。
【０００６】
なお、上述の画像診断法において、結果的な画像の画質及び解像度は、それぞれの検出器アレイの検出素子（例えば、フォトダイオード、変換器、又はコイル）の数に大きく依存する。高度なシステムは通常、可能な限り多くの検出機能を組み込んでいる。しかし、各検出機能は通常、送受信回路に各検出機能を電気的に結合する手段を提供する、システムチャンネルを必要とする。通常は、限られた数のシステムチャンネルしか使えないので、所定の検出器アレイにおける検出機能の数は、事実上制限されている。検出機能の数におけるこのような制限は、所定のタイプの検出アレイに可能なスキャン速度及び解像度を、事実上制限することがある。残念ながら、上述のチャンネルは、検出器によって生成される信号を増幅するための別途の電気的材料及び電力を必要とするのみならず、所定のアレイの重量及び複雑さを大幅に増加させる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】米国特許第７５１８３６８号明細書
【発明の概要】
【０００８】
したがって、今は画像及び通信システム、特に多数の検出素子を使用するものにおけるデータ及び／又は電力伝送の、改良された手法の必要性が認識されている。
【０００９】
一実施例において、医療用画像システムを提供する。この画像システムは、多重フォトニックデータ伝送システムを備え、このシステムは、データの集合を表す電気信号を受信するように構成された光変調器であって、光線が含む、時間、波長、又は偏光によって定まる光子の部分集合を変調し、データの集合を用いて光子を符号化することで符号化光子を生成するように機能する光変調器と、光変調器の少なくとも一部とインターフェース接続された光導波路であって、光子を光変調器によって変調できるように光線を送信するように構成された光導波路と、光導波路と通信し、光線から符号化光子を除去するように構成された光共振器と、光共振器と光学的に接続され、符号化光子を、データの集合を表す電気信号に変換するように構成された変換器と、を有する。
【００１０】
別の実施例において、フォトニック電力伝送システムを有する医療用画像システムを提供する。電力伝送システムは、光線を生成するように機能する光源と、導波路の第１端部においてこの光源に結合され、光線を伝送するように構成された導波路と、導波路の第２端部に結合され、この光線を医療用画像システムの構成要素に電力供給するための電気信号に変換するように構成された変換器と、を含む。
【００１１】
更なる実施例において、磁気共鳴画像（ＭＲＩ）システム用のアップグレードキットを提供する。このキットは、複数のラジオ周波数（ＲＦ）コイルとインターフェース接続するように構成され、ＲＦコイルで生成された磁気共鳴（ＭＲ）データを表す電気データ信号を、ＭＲデータを表す多重光学データ信号に変換するように機能する、フォトニックデータ伝送システムを有するチップを含む。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】本開示の一態様による、ナノフォトニック電力及び／又はデータ伝送を組み込み可能な、汎用画像システムの実施例を示すブロック図である。
【図２】本開示の一態様による、ナノフォトニック電力及び／又はデータ伝送を組み込み可能な、Ｘ線画像システムの実施例を示すブロック図である。
【図３】本開示の一態様による、ナノフォトニック電力及び／又はデータ伝送を組み込み可能な、陽電子放射断層撮影／単一光子放射コンピュータ断層撮影（ＰＥＴ／ＳＰＥＣＴ）画像システムの実施例を示すブロック図である。
【図４】本開示の一態様による、ナノフォトニック電力及び／又はデータ伝送を組み込み可能な、超音波画像システムの実施例を示すブロック図である。
【図５】本開示の一態様による、ナノフォトニクスを用いる電力及びデータ伝送を組み込み可能な、磁気共鳴画像システムの実施例を示すブロック図である。
【図６】本開示の一態様による、ナノフォトニクスを用いた、図５のＭＲＩシステムのＲＦコイルアレイからの画像データ伝送の実施例の模式図である。
【図７】本開示の一態様による、ナノフォトニクスを用いた、図５のＭＲＩシステムのＲＦコイルアレイからの画像データ伝送、及びこれへの電力伝送の実施例の模式図である。
【図８】本開示の一態様による、ナノフォトニクスを用いた、図５のＭＲＩシステムのＲＦコイルアレイからの画像データ伝送、及びこれへの電力及び制御信号伝送の実施例の模式図である。
【図９】本開示の一態様による、図５のＭＲＩシステムのＲＦコイルアレイとの間で電力、データ、及び／又は制御信号を伝送するための多チャンネル多波長変調器アレイの実施例の模式図である。
【図１０】本開示の一態様による、図９のアレイの別の実施例の模式図である。
【図１１】本開示の一態様による、図９のアレイの別の実施例の模式図である。
【図１２】本開示の一態様による、図９のアレイの別の実施例の模式図である。
【図１３】本開示の一態様による、図９のアレイの別の実施例の模式図である。
【図１４】本開示の一態様による、ナノフォトニック変調器アレイを、図５のＭＲＩシステムのＲＦコイルと一体化した実施例の模式図である。
【図１５】本開示の一態様による、共鳴コイル、増幅器、及び熱的可変光変調器の間のインターフェースの実施例の模式図である。
【図１６】本開示の一態様による、共鳴コイル、増幅器、及び電気的可変スプリットリング光変調器の間のインターフェースの実施例の模式図である。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
全図面を通じて同様の符号で同様のパーツを示す添付図面を参照しながら下記の詳細な説明を読めば、本発明のこれら及びその他の特徴、態様、及び利点の理解が深まるであろう。
【００１４】
所定の画像システムに利用可能なチャンネルの数を制限し得る懸案事項が幾つかあり、これには、チャンネル数を増加できる十分な余地がない、画像システムの物理的空間の問題が含まれる。加えて、システムの重量は、金属（例えば導電性の銅線）、遮蔽機能（例えば、金属配線の絶縁被覆）、及びその他の電気的調節機能（例えばバラン）による配線の増加と共に、増加する可能性がある。更に、画像システムが配置される領域は、電気機構部品の発熱により、より強力な冷却を要することがある。
【００１５】
このような懸案事項に加えて、画像診断法は、電力及び通信信号と望ましくない相互作用を生じることがある。一例として、ＭＲＩシステムには、ＲＦコイルとＭＲ制御回路との間に、電力を供給し、データをやりとりするための多数の電気ケーブルがある場合がある。ケーブルは通常、磁気共鳴スキャナによって発生する強力なラジオ周波数場の影響を受ける可能性のある、銅又は類似の導電性材料を含む。場合によっては、その影響は、不規則な画像データを生じる、信号干渉、劣化、及び／又は破損であり得る。このように、従来の電気的経路を通じての信号及び電力伝送のこれらの欠点を考慮すると、今は画像システムにおける改善された電力伝送及びデータ伝送の必要性があることがわかる。
【００１６】
本明細書に記載の手法は、高チャンネル数、高帯域幅、及び高画質の画像システムを実現するためのナノフォトニック装置及びシステムを提供することにより、電力及びデータ伝送に関するこれら及びその他の問題を解決する。低エネルギー及び駆動電圧要件を有するミクロンサイズの装置を用いて、ナノフォトニック送信器、受信器、及び波長分割多重（ＷＤＭ）システムを採用する画像システムが、本明細書に記載されている。一例として、本手法は結果的に、ナノフォトニック相互接続及びナノフォトニック電力伝送方式を用いる画像システム検出器アレイを備える、完全な光インターフェースをもたらすであろう。フォトニック素子は、既存の相補型金属酸化物半導体（ＣＭＯＳ）製造設備との完全な互換性を備え、大量生産、低コスト、及び大規模生産を可能にする、シリコンベースの機構を含み得る。更に、本実施例により、システムコスト及び検出器アレイ重量の大幅削減が可能になり、このことは、患者の快適性を改善し、諸経費を削減し、患者の安全性を高め、結果的により良い画質をもたらすことができる。本発明の技術的効果は、画質の向上、チャンネル利用可能性の増加、電磁干渉の減少、光信号の電磁波耐性、及び光ケーブルの帯域幅容量の改善を含むが、これらに限定されない。
【００１７】
本手法は、幾つか例を挙げると、医療用画像診断、品質管理のための製品検査、及び安全検査等、様々な画像分野において利用可能なことに、留意すべきである。但し、説明を単純にするために、本明細書に開示の例は、主に医療用画像、具体的には磁気共鳴画像に関する。しかし、これらの例は、単なる説明目的において、説明を簡素化するためになされていること、並びに、本手法は、開示の画像技術のいずれとも組み合わせ可能で、更に医療用画像診断以外の分野においても利用可能なことは、理解されるべきである。具体的には、図１〜５は、光学データ及び／又は電力送信のためのナノフォトニック変調器の組み込みの恩恵を受ける医療用画像システムの実施例を論じており、図１は汎用画像システムに関し、図２はコンピュータ断層撮影（ＣＴ）／Ｃアーム画像システム等のＸ線画像システムに関し、図３はＰＥＴ／ＳＰＥＣＴ画像システムに関し、図４は超音波画像システムに関し、図５はＭＲＩシステムに関する。更に、ナノフォトニック変調器及びこれらのこのような画像システムへの組み込みの実施例は、図６〜８に関連して、図５のＭＲＩシステムの文脈において、更に詳細に記載される。変調器の様々な配置を、図９〜１３に関連して論じ、図５のＭＲＩシステムのＲＦコイルをナノフォトニック変調器に組み込んだ実施例を、図１４〜１６に関連して論じる。
【００１８】
上記を念頭に置いて、図１では、汎用画像システム１０のブロック図を示す。画像システム１０は、信号１４を検出する検出器１２を含む。検出器１２は、信号１４を検出するために、フォトダイオード、コイル、トランスデューサー、シンチレータ、フォトマルチプライヤー等の、１つ以上の検出素子のアレイを含み得る。信号１４は通常、ガンマ線、Ｘ線、音波エコー、ＲＦ、音波等、電磁又はその他のいずれの形態の放射線も含み得る。通常、検出器１２内の検出素子が多いほど、このような放射線を空間的に解像する能力が大きくなり、より高い画質をもたらす。しかし、上記のように、各検出素子は個別のチャンネルを必要とする場合があり、これは実質的に、ケーブル、並びに空間的及びエネルギー要件を、実質的に増加させる可能性がある。
【００１９】
検出器１２は、検出された放射線に応答して電気信号を生成し、これらの電気信号は、データリンク１８を経由して、それぞれのチャンネルを通じてデータ取得システム（ＤＡＳ）１６に送られる。一般的な構成において、データリンク１８は、複数の電線を含むが、これらは、バンドル化され、絶縁され、熱的に維持される等の必要がある。しかし、本手法によると、データリンク１８は有利なことに、ＤＡＳ１６に検出器１２を接続するにあたり、例えば単一の導波管線路、又は少数の光回線等のように、より少ない線路を含むものでもよい。更に、このような光インターフェースで、検出器１２から出る全てのチャンネルから、全てのデータの集合を送信できる。本実施例によるデータリンク１８は、一例として、特定の光の波長で検出器から受信した各電気信号（即ち、各チャンネル）を符号化する光共振器（例えば、マイクロリング共振器）を有する複数の変調器を含み得る。光の波長は、多重化され、例えば１つ以上の導波管線路を経由して、ＤＡＳ１６に向けて送信される。導波管線路を、データリンク１８の端部に向かって（即ち、ＤＡＳ１６に向かって）、各チャンネルが光学的に符号化される特定の波長に調整される、一連のデマルチプレクサを通るようにしてもよい。つまり、多重化側の各光共振器は、デマルチプレックス側の特定の光共振器に合わせて調整される。各チャンネルは、光検出器等の変換器を用いて再び電気信号に変換され、ＤＡＳ１６に供給される。このような手法は、図６に関連してより詳細に論じられる。しかし、少なくとも検出器１２からＤＡＳ１６への、少なくともデータの光送信が通常必要とするのは、より少ないコスト、より少ないエネルギー、より少ない物理的空間等であることに、留意すべきである。
【００２０】
ＤＡＳ１６が電気信号（アナログ信号であってもよい）を取得すると、ＤＡＳ１６で、データを処理し易くするために、デジタル化又はその他の調整を行える。例えば、ＤＡＳ１６で、時間に基づいて画像データをフィルタリングしたり（例えば、時系列画像ルーチン）、ノイズ又はその他の画像収差を画像から除去する等のことができる。ＤＡＳ１６はその後、ＤＡＳ１６が作動的に接続されている制御装置２０に、データを供給する。制御装置２０は、適切に構成されたソフトウェアを備える、特定用途向け又は汎用コンピュータである。制御装置２０は、画像プロトコル、データ処理、診断評価等のアルゴリズムを実行するように構成された、コンピュータ回路を含み得る。一例として、制御装置２０はＤＡＳ１６に、或る一定の時間間隔での画像取得の実行、或る一定のタイプのデータの取得等を行わせる。加えて、制御装置２０は、イーサネット（商標）接続、インターネット接続、無線トランシーバ、キーボード、マウス、トラックボール、ディスプレイ等の、オペレータとインターフェース接続する機能を含み得る。
【００２１】
このような手法を念頭に置きながら、図２では、上記の手法による様々なナノフォトニック機能を組み込み可能な、Ｘ線画像システム３０の実施例を示すブロック図を示す。Ｘ線画像システム３０は、品質管理、パッケージ選別、及び安全性選別等のための検査システムであっても、医療用画像システムであってもよい。図示の実施例において、システム３０は、ＣＴ又はＣアーム画像システム等の、Ｘ線医療用画像システムである。システム３０の構成に関して、設計上、図１に関連して記載した汎用画像システム１０と類似している。例えば、システム３０に、ＤＡＳ１６に作動的に接続された制御装置２０を含め、これによって検出アレイを経由した画像データの取得を制御できる。システム３０において、画像データの収集を可能にするために、制御装置２０には更に、Ｘ線源３２にも作動的に接続された、１つ以上のＸ線管を含めてもよい。
【００２２】
制御装置２０は、タイミング信号、画像シーケンス等の様々な制御信号を、制御リンク３４を経由してＸ線源３２に供給できる。幾つかの実施例において、制御リンク３４は更に、電力等の動力も、制御リンク３４を経由してＸ線源３２に供給する。本実施例によると、制御リンク３４には、後に詳説するように、１つ以上のフォトニックデータ及び／又は電力伝送システムが組み込まれている。通常、制御装置２０は、Ｘ線３６の放射を開始するにあたり、一連の信号をＸ線源３２に送信するが、これは患者３８等の被験体に向けられる。組織、骨等、患者３８の体内の様々な機構が、入射したＸ線３６を減衰させる。患者３８を通過して減衰したＸ線４０はその後、検出器パネル又は類似の検出器アレイ等の検出器４２にぶつかり、対応するデータスキャン（即ち画像）を表す電気信号を生成する。デジタル検出器の場合、検出器４２は、シンチレータ、ダイオード等、数百又は数千の検出素子を含み得る。上記のように、各検出素子は、データ伝送に単一のチャンネルを要件とする場合があるが、このことは、検出器４２内の検出素子の数を制限することがある。しかし、本実施例によると、これらを光学的に変調、多重化し、データリンク１８を通じて送信し、更にデマルチプレックスすることができる。このように、本実施例では更に、電気配線、及び少なくとも検出器４２のＤＡＳ１６との結合における関連機構の削減も、可能となり得る。
【００２３】
幾つかの画像分野では、取得された１つの信号を別の信号と相関させるようにして、実質的に同時に取得可能な情報を搬送することが重要であろう。このような画像分野の１つがＰＥＴ画像システムであり、その実施例を図３に示している。具体的には、図３は、検出器アレイ５２とＤＡＳ１６との間にデータリンク１８を有する、ＰＥＴ画像システム５０の実施例のブロック図を示す。ＰＥＴ画像において、検出器５２は通常、患者３８を取り囲むように構成されている。具体的には、ＰＥＴシステム５０の検出器５２は一般的に、１つ以上のリング内に配置された多数の検出器モジュールを含む。説明を単純にするために、図示の実施例では、後述のように、撮像中に放出されるガンマ線の対がほぼ同時に捕捉されるように、約１８０°離れて配置された検出器５２の２つの領域を示している。ＳＰＥＣＴの実施例等の別の実施例では、検出器５２をリングとして配置されてもよいが、この場合は、ＰＥＴにおいて同時発生する光子対ではなく単一の光子が検出されることに、留意すべきである。検出器５２は、崩壊していく放射性核種によって患者３８の体内から発生した光子を検出する。例えば、放射性核種を、患者３８の体内に注入し、特定の組織（例えば、腫瘍等の異常特性を有する組織）によって選択的に吸収されるようにしてもよい。放射性核種が崩壊するにつれて、陽電子が放出される。陽電子は（例えば、組織内の原子からの）補完電子と衝突し、その結果として対消滅事象が発生することがある。ＰＥＴにおいて、対消滅事象の結果、第１及び第２ガンマ光子５４、５６が放出される。第１及び第２ガンマ光子５４、５６は、互いに約１８０°離れた領域において、検出器５２にぶつかる。一般的に、第１及び第２ガンマ光子５４、５６は、ほぼ同時に検出器５２にぶつかり（即ち、一致しており）、互いに相関している。そして、対消滅事象の発生源の位置が特定される。このことが多数の対消滅事象について繰り返され、通常はその結果として、異常組織の対比が強調されて見える画像となる。この点に関して、十分な画質の画像を生成するための高空間分解能が得られるように、検出器５２には、有利には複数の検出素子を含め得ることに、留意すべきである。例えば、多数のガンマ線対を検出することにより、並びにこれらの対が移動した対応する線を計算することにより、体の様々な部位における放射性トレーサの濃度を推測し、これによって、腫瘍を検出できる。このように、ガンマ線の正確な検出及び位置特定は、ＰＥＴシステム５０の本質的且つ最大の目的を成す。有利なことに、本実施例では、データリンク１８を経由して検出器５２からＤＡＳ１６への、より多くのデータチャンネルを利用できる。上記のように、このことによって、完全に電気的な構成と比較して、より多くの検出素子を使用し、このようなＰＥＴスキャンの結果として得られる解像度及び画質を向上させることができる。
【００２４】
幾つかの実施例では、検出器を超音波源と一体化することにより、単一の画像コンポーネント（例えばプローブ）で音響エネルギーを生成し、これを患者に向け、その結果として反響する任意の音波を検出できる。このような実装の一例が超音波画像システムであり、その実施例を図４に示す。具体的には、図４は、超音波源／検出器６２（即ち、超音波プローブ）と作動的に接続された、ＤＡＳ１６及び制御装置２０の両方を有する、超音波画像システム６０の実施例を示している。超音波源／検出器６２は、上述の手法によって、データリンク１８を経由してＤＡＳ１６に光学的に接続可能である。加えて、制御装置２０を、患者データの取得を命令するための制御信号、電力等を供給するように、制御線６４を経由して超音波源／検出器６２に光学的に接続してもよい。例えば、超音波源／検出器６２に、複数の変換器を有する変換器アレイを含む、患者に対向する面又は接触する面を含めてもよい。各変換器は、制御装置２０によって配向されるパルス波形によって電力供給されると、超音波エネルギー６６を生成する能力を有してもよい。超音波エネルギー６８は、患者３８等から、変換器超音波源／検出器６２に向かって反射され、電気信号に変換されて、利用可能な画像を構成するために使用される。上述のその他の診断法と同様に、結果的な画像の解像度は、プローブ内の検出素子の数に直接的に依存することがある。
【００２５】
このような画像分野において、Ｘ線源及び検出器が手持ち式である場合等、一般的にその他の診断法と比較して、空間利用可能性が大きく制限される可能性があることに、留意すべきである。したがって、本手法は、光学的にリンク６４を経由して超音波源／検出器６２に供給される、電力及びデータを提供する。加えて、超音波源／検出器６２からＤＡＳ１６への画像データの送信は、データリンク１８を通じた光学的なものであってもよい。
【００２６】
このような電力及びデータ伝送はＭＲＩシステムにも適用可能であり、この場合、特定の画像ルーチンがユーザ（例えば、放射線科医）によって開始される。このようなシステムの実施例を図５に示し、図５では、スキャナ７２、スキャナ制御回路７４、及びシステム制御回路７６を含む磁気共鳴画像システム７０が示されている。システム７０はこれに加えて、システム７０によって取得されたデータがオンサイト又はオフサイトでアクセス可能なように、画像保存通信システム（ＰＡＣＳ）７８としての遠隔アクセス及び記憶システム又は装置、或いは遠隔放射線設備等のその他の装置を含む。ＭＲＩシステム７０はいずれの適切なスキャナ又は検出器も含み得るが、図示の実施例において、システム７０は、内部に孔８２が形成された筺体８０を有する、全身スキャナ７２を含む。テーブル８４を孔８２の内部に向かって移動させて患者３８を孔８２の中に配置し、選択された体内部位を撮像する。
【００２７】
スキャナ７２は、１つ以上の制御された磁場を発生するために、及び撮像されている患者３８の体内部位において磁気回転材料からの放出を検出するために、一連の関連するコイルを含む。通常は孔８２に整合している一次磁場を発生させる一次電磁コイル８６が設けられる。一連の傾斜コイル８８、９０、及び９２によって、検査シーケンスの間、制御された傾斜磁場を発生させることができる。回転準備、緩和重み付け、回転摂動、又はスライス選択のため等、磁気回転材料を励起するためのラジオ周波数パルスを発生させるために、ラジオ周波数（ＲＦ）コイル９４が設けられる。検査シーケンスの間、磁気回転材料からの磁気共鳴信号を受信するのは、別個の受信コイルであっても、同一のＲＦコイル９４であってもよい。
【００２８】
スキャナ７２の個々のコイルは、外部回路によって制御され、所望の場及びパルスを発生させると共に、制御下で磁気回転材料からの放出を読み取る。一実施例において、一次場コイル８６に電力供給するために、主電源９６が設けられる。駆動回路９８は、傾斜場コイル８８、９０、及び９２にパルスを印加するために設けられる。このような回路は一般的に、スキャナ制御回路７４によって出力されたデジタル化パルスシーケンスによって定まるように、コイルに電流を供給するための増幅及び制御回路を含む。ＲＦコイル９４の動作を制御するために、別の制御回路１０２が設けられる。回路１０２は、幾つかの実施例において、アクティブ及びパッシブモードの動作を交互に切り替えるためのスイッチング装置を含み、このとき、ＲＦコイルはそれぞれ信号を送受信する。但し、図示の実施例では、回路１０２は、患者３８に配置してもよいアレイ等、受信コイルアレイ１０３と通信を行う。本開示によると、受信コイルアレイ１０３は、例えばデータのやりとり、制御信号の供給等のための回路１０２を備える光インターフェースを含む。回路１０２は、ＲＦパルスを発生するための増幅回路、及び受信器アレイ１０３によって受信される磁気共鳴信号を処理するための受信回路も含む。コイル、増幅器、及び回路１０２の間での、電力及び／又はデータの送信については、図６〜８に関連してより詳細に記載する。
【００２９】
スキャナ制御回路７４は、傾斜磁場コイル８８〜９２及びＲＦコイル９４を駆動させるための、並びに検査シーケンスにおいて生成された磁気共鳴信号を表すデータを受信するための信号を出力する、インターフェース回路１０４を含む。インターフェース回路１０４は、制御回路１１０にも結合されている。制御回路１１０は、システム制御回路７６を経由して選択された定義済みプロトコルに基づいて、回路１０２及び回路９８を駆動させる命令を実行する。制御回路１１０は更に、磁気共鳴信号の受信の役割も果たし、システム制御回路７６にデータを送信する前に後続処理を実行する。スキャナ制御回路７４は、構成パラメータ、パルスシーケンス記述、検査結果等を保存する、１つ以上のメモリ回路１１２も含む。インターフェース回路１１４は、スキャナ制御回路７４とシステム制御回路７６との間でデータを交換するために、制御回路１１０に結合されている。このようなデータは一般的に、選択された実行されるべき特定の検査シーケンス、これらシーケンスの構成パラメータ、及び取得されたデータを含み、これらは後続処理、保存、送信、及び表示にあたり、スキャナ制御回路７４から生のまま送信されても、処理された形態で送信されてもよい。
【００３０】
システム制御回路７６は、スキャナ制御回路７４からデータを受信してデータ及び命令をスキャナ制御回路７４に戻す、インターフェース回路１１６を含む。インターフェース回路１１６は、多目的又は特定用途向けコンピュータ又はワークステーション内にＣＰＵを含み得る、制御回路１１８に結合されている。制御回路１１８は、ＭＲＩシステム７０を動作させるプログラミングコードを記憶するための、並びに後の再構築、表示、及び送信のための処理済み画像データを記憶するための、メモリ回路１２０に結合されている。画像データ、構成パラメータ等を遠隔アクセス及び記憶装置７８等の外部システムコンポーネントと交換するために、インターフェース回路１２２を設けてもよい。最後に、システム制御回路１１８は、オペレータインターフェースを扱い易くするための、及び再構築された画像のハードコピーを生成するための、様々な周辺機器を含んでもよい。図示の実施例では、これらの周辺機器は、プリンタ１２４、モニタ１２６、及びキーボード又はマウス等の装置を含むユーザインターフェース１２８を含む。
【００３１】
図５のＭＲＩシステム７０の動作及び全体的な構成を念頭に置いて、ＲＦ受信コイルアレイ１０３から、例えばスキャナ制御回路７４及び／又はシステム制御回路７６等の画像処理回路に送信される磁気共鳴（ＭＲ）データに関連して、ナノフォトニックデータ搬送の本手法を説明する。そこで、このようなナノフォトニックデータ搬送を論述し易くするために、図５のアレイ１０３と類似であってもよいアレイＲＦ受信コイル１４２から、画像処理回路へのデータの光送信のための機能を組み込んだナノフォトニクスシステム１４０を、図６に関連して記載する。ナノフォトニクスシステム１４０の全て又は一部が単一チップ又は複数のチップ上に集積されてもよいこと、及び送信されるデータがアナログ及び／又はデジタルであってもよいことに、留意すべきである。
【００３２】
図示の実施例では、ナノフォトニクスシステム１４０は、磁気共鳴データを表す電気信号（例えば、デジタル又はアナログ信号）を光信号に変換するように構成された光変調器１４４のアレイを含むものとして示されている。一般的に、光変調器１４４の各々は、別の光変調器の各々からの異なる波長で動作するように構成された、１つ以上の光共振器を含んでもよい。具体的には、各変調器１４４は、光子の符号化された部分集合を生成するために、それぞれのデータ集合で光子の部分集合を符号化するように、光線が含む、光子の、異なる部分集合を変調する。光子の各部分集合は、類似の波長（例えば、互いに数ナノメートル以内）、同じ波長、同じ偏光を有する複数の光子を含んでもよいという点において、又は複数の光子がほぼ同時に変調器に到達するという点において、そのように分類可能である。本明細書では、光子の部分集合が、単一の量子と似た挙動とは対照的に、これらが集団的な挙動を呈し得る、複数の光子を含んでもよい。共振器による波長制御は、リソグラフィ又はサーマルチューニングによって得られる。図示の実施例では、システム１４０は、光線が含む、光子の部分集合に光多重化及び／又はデマルチプレックスを実行するにあたり、マイクロリング共振器、アレイ状導波路格子、及び／又はマッハツェンダ干渉計のいずれか又はそれらの組み合わせを採用してもよい。繰り返しになるが、各共振器／フォトニック素子は、固有の光波長で動作するように設計されている。
【００３３】
ナノフォトニクスシステム１４０の動作時、ＲＦコイル１４２は、それぞれのＭＲ信号を各々受信する。ＭＲ信号はその後電気信号１４６（例えば、アナログ又はデジタル）に変換され、これらはそれぞれの増幅器１４８に送られる。一例として、増幅器は、約０．００５ワット（Ｗ）から１Ｗの間のエネルギー（例えば、約５ｍＷから約５００ｍＷの間、又は約１／３Ｗ）を用いて駆動される、低ノイズ増幅器（ＬＮＡ）であってもよい。幾つかの構成において、ＬＮＡは、コイル１４２で受信されるＭＲ信号にノイズが入らないように、ラーモア周波数（通常は、それぞれ１．５Ｔ及び３Ｔで水素核に対して約６４ＭＨｚ又は１２８ＭＨｚだが、31Ｐ、13Ｃ、又はその他の核に対応する別の周波数の可能性もある）周辺の狭帯域幅に含まれるＭＲ適合性低ノイズを発生する可能性がある。増幅器は電気信号１４６を増幅させ、この信号はその後、増幅電気信号１５０として、例えば増幅アナログ信号又は増幅デジタル信号として、光変調器１４４のアレイに送信される。
【００３４】
光変調器１４４のアレイへのデータ伝送と実質的に同時に発生するプロセスにおいて、１つ以上のＬＥＤ、ダイオードレーザ、マイクロリングレーザ等の光源１５２は、例えば光ファイバ導管等の導波路１５６を通じて光ビーム１５４を放出する。光ビーム１５４は、１つ又は複数の光波長を含む。つまり、光ビームは、各部分集合がそれぞれの偏光又は波長等を有する、光子の部分集合を含み得る。図示の実施例は、単一の導波路を含むものとしてシステム１４０を示しているが、複数の光変調器に繋がる一連の導波路、又は光変調器への送信に使用される導波路及び変調器からの変調光信号を搬送するためのドロップラインとして使用される個別の導波路等、より多くの導波路の使用が本明細書において考えられることに、留意すべきである。かかる実施例については、図９〜１３に関連して後述する。
【００３５】
図６に示すように、光ビーム１５４は導波路１５６に沿って送信され、光変調器１４４のアレイにぶつかる。一般的に、導波路１５６は、単一又は多モード光ファイバであっても、１つのみ又は複数の光ファイバを含むものでも、或いはシリコンチップにエッチングされたチャンネルであってもよい。加えて、導波管線路１５６は、シリカベースの導波路材料であってもよいが、シリカ、フルオロジルコニウム酸塩、フルオロアルミネート、カルコゲニド、サファイア、及び／又はプラスチック材料等、当該技術分野において周知の導波路材料のいずれか１つ、又はこれらの組み合わせを含むものであってもよい。光ビーム１５４が光変調器１４４のアレイにぶつかると、各変調器は、それぞれのコイル１４２で受信したＭＲデータを用いて光ビーム１５４の一部を符号化し、その結果、（例えば、より多くの光変調器とぶつかるにつれて）増加的に変調される光ビーム１５８を生じる。例えば、光ビーム１５４が、複数の波長（又は偏光又は時間）を含み、複数の光変調器１４４のうちの１つをこれに合わせて調整するようにしてもよい。本手法によると、変調器１４４によって別個に符号化可能な波長が、最小で数ナノメートル（ｎｍ）、又は最大で１ミクロン毎に分割される。幾つかの実施例において、光変調器１４４が調整される波長は、約１５２０ｎｍから約１５７０ｎｍ（即ち約１．５７μｍ）の範囲内である。非限定的な図示の実施例において、システム１４０は、５つの異なる光変調器、即ち変調器１４４ａ、１４４ｂ、１４４ｃ、１４４ｄ、及び１４４ｅを含み、これらは光ビーム１５８に封じ込められたそれぞれの波長（例えば、それぞれλa、λb、λc、λd、及びλe）に調整される。このようにして、光変調器１４４ａはそのそれぞれのＲＦコイルから受信した磁気共鳴データを用いて波長λaを符号化し、変調器１４４ｂはそのそれぞれのＲＦコイルから受信した磁気共鳴データを用いて波長λbを符号化する（その他の変調器についても同様である）。図示の実施例において、光ビーム１５８が光変調器１４４ｅにぶつかった後、ＲＦ受信コイル１４２からのＭＲデータを用いて完全に符号化された光ビーム１６０が、導波路１５６を通じて送信される。つまり、光ビーム１６０は、ＲＦコイル１４２によって捕捉されたデータを用いて多重化される。したがって、ＭＲデータをＲＦコイル１４２で収集する際、上記のプロセスを実質的に連続的に実行可能であることに、留意すべきである。
【００３６】
完全に符号化された光ビーム１６０が生成されると、光ファイバ１５６は、通常は光ビーム１６０をデマルチプレックスするように構成されている複数の光共振器１６２を通る経路に沿って、ビーム１６０を送信する。したがって、光ビーム１６０が複数の光共振器１６２にぶつかると、共振器１６２とぶつかるにつれて増加的にデマルチプレックスされる光ビーム１６４が生成される。例えば、光ビーム１６０は、光共振器１６２ａ、１６２ｂ、１６２ｃ、１６２ｄ、及び１６２ｅとぶつかり、これらは、光変調器１４４ａ〜１４４ｅと同様に、それぞれｎ波長λa、λb、λc、λd、及びλeに調整される。図示の実施例において、ビームがぶつかる第１光共振器は、波長λeに調整された共振器１６２ｅである。光ビーム１６４は次に、異なる波長（例えばλd等）に調整された共振器１６２ｄとぶつかり、このことは、最後の光共振器１６２ａに到達するまで同様に続けられる。光ビーム１６０は上記の順で光共振器とぶつかるものとして示されているが、本手法は、デマルチプレックスのいずれの順序の利用も考慮しており、共振器１６２をいかなる所望の波長にも合わせられ、いかなる所望の多重化／デマルチプレックス順序でも調整できることに、留意すべきである。
【００３７】
上記のようにそれぞれの各波長でデマルチプレックスすると、各光共振器１６２は、通常は共振器が調整される１つ又は複数の波長を含む、それぞれの光信号１６６を生成する。このように、共振器１６２ｅにおいて生成された光信号１６６は波長λeを含む（その他の共振器についても同様である）。当然ながら、光信号１６６は、それぞれの導波管線路に沿って送信され、光検出器アレイ１６８に送られ、それぞれの電気信号１７０が生成される。検出器１６８は、フォトダイオードアレイ等の光検出器、ゲルマニウム導波路が組み込まれた検出器、又は光信号１６６から電気信号１７０を発生させるための変換器として機能し得る任意の光検出器を含む。光検出器１６８において生成された電気信号１７０は、ＲＦコイル１４２において検出されたＭＲデータを表す。したがって、電気信号１７０は、ＭＲデータを処理、記憶、及び／又は解釈できるように、スキャナ制御回路７４及び／又はシステム制御回路７６等の処理回路に送られる。
【００３８】
図６に示す実施例は、ＲＦコイル１４２からＭＲシステム７０の１つ以上の処理回路にデータを光学的に搬送するように構成された機構を含む。図７は、変調器１４４を駆動させる増幅器１４８のアレイに光電力を供給するように構成されたシステム１８０の実施例を示している。システム１８０は、光電力伝送及び光学データ伝送の両方の機能を含む。しかし、幾つかの実施例では、光電力伝送を行うだけでもよい。実際、幾つかの実施例において、フォトニック電力伝送に関して本明細書に記載の機構は、例えばシリコンチップ（例えばシリコンオンインシュレータ（ＳＯＩ）チップ）等、単一チップ上に実装される。更に、フォトニックデータ伝送に関して上述した機構を、同一又は個別のチップ上で実装してもよい。したがって、本明細書に記載の手法は、単一チップ上でも、複数のチップ上でも、完全に実装可能である。図６に記載のシステム１４０の動作を念頭に置いて、図７に示すシステム１８０は、その他の機構の中でもとりわけ、増幅器アレイ１４８への最終的な電力伝送のために光ビーム１８４を出力するように構成された、光源１８２を含む。通常、光源１８２は、増幅器１４８を駆動させる十分量の電力を実質的に連続的に出力し、光変調器１４４を少なくとも部分的に駆動させる能力を有する、１つ以上のレーザを含む。本実施例によると、増幅器１４８の各々は、約０．３ワット（Ｗ）から約１Ｗの範囲を使用する。しかし、本手法がこれよりも多い（又は少ない）電力を利用する増幅器にも適用可能であることに、留意すべきである。したがって、光源１８２は、最大で約数ミリワットずつ（例えば、約１ｍＷ、５ｍＷ、１０ｍＷ等）の出力が可能な１つ以上のレーザを含み得る。
【００３９】
光源１８２から発生した光ビーム１８４は、光源１８２内の光源の構成及び／又は数によって決まる、１つ又は多数の波長を含む。一例として、光ビーム１８４は、１つの広帯域レーザ及び／又はそれぞれの帯域幅及び波長で動作する複数のレーザ等からの、１つ以上の可視波長を含む。光ビーム１８４は、導波路１８６を通じて変換器１８８に送られる。導波路１８６は、シリカベースの導波路材料であってよいが、シリカ、フルオロジルコニウム酸塩、フルオロアルミネート、カルコゲニド、サファイア、及び／又はプラスチック材料等、当該技術分野において周知の導波路材料のいずれか１つ、又はそれらの組み合わせを含むものであってもよい。
【００４０】
一般的に、変換器１８８は、光ビーム１８４を受信し、結果として電気信号１９０を生成する。変換器１８８は、１つ以上のコイル１４２の上に設けられていても、コイル１４２から離れていてもよく、フォトダイオード、又はフォトマルチプライヤー（ＰＭＴ）等のように光検出時に電気信号を生成する、いずれかの光検出器も含み得る。一実施例では、変換器１８８は、１つ以上の可視波長で動作する、シリコンベースのダイオードである。更に、変換器１８８は、光ビーム１８４の受信によって発生した熱の少なくとも一部を放散するように構成可能である。
【００４１】
変換器１８８が電気信号１９０を生成すると、電気信号１９０はスイッチモード電源１９２に供給される。スイッチモード電源１９２は通常、増幅器１４８及び変調器１４４との使用に適合する調整電気信号１９４を提供するように、電気信号１９０を調整するように構成されている。例えば、スイッチモード電源１９２は、ＡＣ及び／又はＤＣ電圧を変換し、システム１８０の電子部品（例えば、コイル１４２、増幅器１４８）及び／又は変調器１４４との使用に適した電力を有する調整ＤＣ電圧を生成する。図７に示すように、調整電気信号１９４は、増幅に使用する電力を供給するために、少なくとも増幅器１４８に供給される。上記のように、幾つかの実施例では、電気信号１９４は、変調器１４４にも供給される。
【００４２】
図６及び７に関連して上述したフォトニック電力伝送及びフォトニックデータ伝送機能に加えて、本手法は、コイル１４２への制御信号のフォトニック伝送のための、図８に示すシステム２００も備える。したがって、図８に示すシステム２００は通常、図５のＭＲＩシステム７０内でＭＲ信号を受信するために利用する機構に、ほぼ完全な光インターフェースを提供する。このように、図６及び７に関連して記載されたシステム１４０及び１８０の機能及び動作をそれぞれ念頭に置いて、システム２００は、１つ以上のコイル制御信号２０２を光学的に変調するため、及びコイル１４２に制御信号を光学的に伝送するための機能を含む。
【００４３】
システム２００でコイル１４２に制御信号を光学的に伝送できるようにするために、図示の光源１５２は、コイル１４２で受信したＭＲ信号の光学的変調に加えて、複数のマイクロリングレーザ１５２ａ、１５２ｂ、１５２ｃ、１５２ｄ、１５２ｅ、及び１５２ｆを含む。マイクロリングレーザは、透明な光空洞共振器上に光利得媒体を集積することによって形成される。空洞共振器は、マイクロリング／マイクロディスク又は１次元ブラッグ格子のいずれかであってよい。或いは、櫛形の光波長を発生させるために、非線形光学プロセスを有する光空洞共振器を使用してもよい。具体的には、各マイクロリングレーザは、それぞれの光変調器１４４及びそれぞれのデマルチプレックス光共振器１６２に合わせて調整されるように構成される。例えば、マイクロリングレーザ１５２ａは、上述のように変調器１４４ａ及び共振器１６２ａが動作する波長であるλaを発生するように調整される。図８に戻ると、マイクロリングレーザの数が通常は光変調器１４４及び光共振器１６２の数よりも多いことがわかるであろう。通常、図示の実施例では、マイクロリングレーザ１５２ｆを含む付加的なマイクロリングレーザは、コイル制御信号２０２を変調するように構成された光変調器２０４に合わせて調整された、１つ以上の付加的な波長（λf）を生成するように構成されている。
【００４４】
こうして、システム２００の動作中、図６及び７に関連して上述した作用に加えて、電気コイル制御信号２０２が、光ビーム１５４の一部となる光信号に変調される。光ビーム１５４が導波路１５６を進むと、デマルチプレックス光共振器２０６に遭遇する。光ビーム１５４が光共振器２０６に遭遇すると、コイル制御信号２０２を表す光信号２０８が生成される（即ち、光ビーム１５４からデマルチプレックスされる）。光信号２０８は、１つ以上の光ファイバ２１０を経由して変換器２１２に搬送されるが、これはフォトダイオード等であってもよい。変換器２１２は、コイル制御信号２０２を表す光ビーム２０８を、電気領域に変換して戻す。したがって、電気コイル制御信号２０２と同じであり得る電気信号２１４が生成され、コイルアレイ１４２に伝送される。このようにして、電気信号２１４でコイルアレイ１４２の動作を制御できる。図示の実施例では、コイルアレイ１４２に供給されている１つの電気信号２１４を供給する一方で、各チャンネル、即ち各コイルは、変調器２０４、共振器２０６、及び変換器２１２の別個及び個別の集合を有してもよいことに、留意すべきである。このため、変調器２０４、共振器２０６、及び変換器２１２のうちの１つ又はこれらを組み合わせたものを、変調器２０４及び／又は共振器２０６及び／又は変換器２１２（及びいずれか関連する導波路）の数がチャンネルの数と等しくなるように、コイルのいずれか１つ又はこれらを組み合わせたものの上に直接設けてもよい。
【００４５】
本明細書に記載される光変調器のいずれもが、１つ又は複数の光共振器を用いて実装可能であることに、留意すべきである。例えば、適切なダイナミックコントラスト比、適切な直線性等を実現するために、複数の共振器が利用されている光学フィルタと同じように、変調器を構成することが望ましいことがある。変調器用に複数の共振器を含むシステム２２０のこのような実施例の一例を、図９に関連して記載する。具体的には、図９は、図６〜８の光源１５２と類似の構成を有し得る光源２２２を含む。光源２２２は、１つ以上の光ビーム２２４を発生させ、この光ビーム２２４は、第１導波路２２６に沿って搬送され、図６に関連して上述した電気ＭＲ信号にぶつかる。
【００４６】
光ビーム２２４はその後、ＲＦコイルの１つで受信したＭＲデータを表す電気信号を変換して光領域に戻すように構成された、複数の共振器２３０、２３２、２３４を含む変調器２２８を通る。具体的には、上述の波長識別規則を借用して、変調器２２８がλaに調整される。このため、共振器２３０、２３２、２３４の各々はλaに調整される。λaは、最後の共振器（即ち共振器２３４）を通った後、第２導波路又はドロップライン２３６に供給される。変調器２４０、２４２、及び２４４を通る際にも、光ビーム２２４に類似のプロセスが生じ、これは他の各波長（即ち、λb、λc、及びλd）に調整される。このようにして、ＭＲデータを運ぶ多重光ビーム２４６は、スキャナ７２から離れた処理領域のデマルチプレックス機構に送られる。
【００４７】
図９に示す実施例は線形の共振器であるが、本明細書では共振器の別の配置も考慮され、フィルタ設計と類似の手法を用いても構成可能であることに、留意すべきである。例えば、図１０は、図９に示すものと類似の線形構成の光共振器を示している。図１１は、２つの光共振器２３０、２３４が導波路２２８、２３６を接続し、１つの共振器２３２が別の共振器の下に設けられている、三角形の配置を示している。図１２は、共振器２３０及び２３２が第１導波路２２６に近接して設けられ、共振器２３４がドロップライン２３６に近接して設けられている実施例を示す。図１３は、共振器が図１２と類似の配置で設けられているが、共振器どうしの間には、光送信機能を最適化するためにより大きい空間が設けられている、実施例によっては触れられていない実施例を示す。
【００４８】
上述のように、ＲＦコイル１４２からのデータの搬送を容易にし、ＭＲシステム７０で利用する電線路の数を最少化するために、１つ以上のフォトニックデータ伝送機能をＲＦコイル１４２上に直接設けることが望ましいであろう。このような実装の実施例が、４つの共振ループがフォトニックデータ伝送機能の１つの集合を共有しているシステム２６０を示した、図１４に示されている。このような実施例において、フォトニックデータ伝送機構を、ＭＲシステム７０内で移動可能及び／又は取り外し可能な単一の部材に組み込むことが望ましいであろう。加えて、このような組み込みによって、電気的相互接続、導管、バラン等の数が少なくなるように既存のＭＲシステム７０上へこの機能を実装することができる。図示の実施例において、図６に関連して記載したフォトニックデータ伝送機構の少なくとも一部が、単一チップ２６２、２６４、２６６、及び２６８に組み込まれている。つまり、チップの各々は、少なくとも増幅器１４８、変調器１４４、及び導波路１５６を含む。
【００４９】
間隔をあけて電線路及び処理設備を配置することでＭＲスキャナ７２で発生する干渉を回避できるように、各チップ２６２、２６４、２６６、及び２６８を、それぞれの導波路２７０、２７２、２７４、及び２７６に接続してもよい。これによって、導波路２７０、２７２、２７４、及び２７６は、光源１５２及び／又はデマルチプレックス共振器１６８との遠隔接続を可能にする。上述及び図示したように、４つの共鳴コイル１４２を単一チップに接続してもよい。チップ２６２については、各々がそれぞれの増幅器に適合された共鳴コイル１４２ａ、１４２ｂ、１４２ｃ、及び１４２ｄとインターフェース接続するように構成される。このようにして、共鳴コイル１４２ａは、ＭＲデータを表すその電気信号を増幅器１４８ａに供給し、増幅されたこの電気信号が光変調器１４４ａに供給される（その他のコイルについても同様である）。
【００５０】
光変調器１４４がＲＦコイル１４２から情報を受信して光ビームとインターフェース接続するように構成する方法が、図１５及び１６に関連して更に詳細に記載される。具体的には、図１５は、熱的に可変の光変調器配置の実施例であり、図１６は、電気的に可変のスプリットリング光変調器配置の実施例である。ここで図１５を参照すると、１つ以上の共鳴コイル２８２から受信したＭＲデータを変調するためのシステム２８０の実施例が示されている。その他の機構の中でも特に、増幅器２８６、光変調器２８８、及び加熱素子２９０を含むチップ１８４が示されている。システム２８０の動作は、以下に記載の通りである。
【００５１】
共鳴コイル２８２が、スキャナ７２の送信ＲＦコイル９４（図５）によってスピンが励起された後に患者３８の体内の核スピンから微弱なＲＦ信号を受信するように構成されていること、及び磁気回転核がその平衡磁化に戻る際にコイル２８２がこれらの信号を受信することに、留意すべきである。そこで、コイル２８２は更に、スキャナ７２が大量のＲＦエネルギーを送信している時の電気部品の損傷を回避するために、ＲＦ送信の間にコイル２８２を停止するために使用する機構等、図示の実施例のものの他にも機構を有してもよい。例えば、微小電気機械システム（ＭＥＭＳ）装置を共鳴コイル２８２上に設置して、ＲＦ送信パルスの間、コイル２８２がスキャナ７２によって生成されるＲＦエネルギーと共鳴することを防止してもよい。
【００５２】
このため、動作中、コイル２８２は、患者３８のＭＲデータを表すＲＦ信号を受信する。コイル２８２はその後、ＭＲデータを表す電気データ信号を生成する。増幅器２８６はその後、共鳴コイル２８２で生成された電気データ信号を増幅する。増幅電気データ信号はその後、不平衡電気信号の形態で光変調器２８８に供給される。図示の実施例において、電気信号は、ＭＲシステム７０の汎用接地から離れた浮動基準接地２９２のため、不平衡である。
【００５３】
具体的には、増幅器２８６は、第１接続部２９４及び第２接続部２９６を経由して光変調器２８８とインターフェース接続している。第１接続部２９４は外側ｐ領域２９８（即ちｐ型半導体領域）とインターフェース接続し、第２接続部２９６は光変調器２８８の内側ｎ領域３００（即ちｎ型半導体領域）とインターフェース接続している。このため、光変調器２８８は、ＰＮ型ダイオード、ＰＩＮ型ダイオード、或いはＰＩＮＩＰ装置又はＭＯＳ（金属酸化物半導体）等の多層構造であってもよい。光変調器２８８のｐ領域２９８及びｎ領域３００は、マイクロリング共振器３０２によって互いに分離されている。マイクロリング共振器３０２は、特定波長を有する光子が、ｐ領域２９８とｎ領域３００との間に発生したバイアスによって変調される領域である。したがって、光ビーム３０６を送信する光導波路３０４（例えば、チップにエッチングされた導波路）は光変調器２８８とインターフェース接続し、光変調器２８８が調整される波長を有する光ビーム３０６内の光波長の部分集合は、変調又は符号化された光ビーム３０８を生成するために、ＭＲデータで変調又は符号化される。光変調器２８８が光ビーム３０６内の光波長の部分集合のみを符号化又は変調できるようにするために、ヒータ２９０は、変調器２８８の全部又は一部に熱エネルギーを供給することによって、変調器２８８に印加されるバイアスを調節する。当然ながら、光導波路３０４は、変調器２８８と類似であるが、光ビーム３０４（及び／又はビーム３０８）の多重化が可能なように異なるターゲット波長を有する、複数の光変調器とインターフェース接続してもよい。
【００５４】
ここで図１６を見ると、ＭＲデータで符号化された光信号を生成するための、スプリットリング変調器３２４を有するチップ３２２を採用しているシステム３２０の実施例が示されている。システム３２０の動作は通常、コイル２８２及び増幅器２８６上のシステム２８０の動作と類似している。したがって、本明細書では、このような特徴を念頭に置いて、スプリットリング変調器３２４の動作を記載している。
【００５５】
上記のように、増幅器２８６は、スプリットリング変調器３２４との少なくとも２つの接続を有する。具体的には、増幅器２８６は、第１接続部３２６及び第２接続部３２８を経由してスプリットリング変調器３２４とインターフェース接続し、いずれの接続もスプリットリング変調器３２４の第１の側３３０にある。上述の光変調器と同じように、第１接続部３２６は第１内側ｎ領域３３２とインターフェース接続し、第２接続部３２８は第１外側ｐ領域３３４とインターフェース接続しており、これらはマイクロリング共振器３３６によって分離されている。この点に関して、スプリットリング変調器３２４が光ビーム３０６を変調する方法は、図１５に関連して上述されたものと概ね類似している。
【００５６】
しかし、図１５の光変調器２８８とは対照的に、スプリットリング変調器３２４は、スプリット３４０によって第２の側３３８から分離された第１の側３３０を有する。変調器３２４の各部分の間がこのように不連続であることにより、１つ以上の特定波長に合わせて変調するにあたり、電気的バイアスをスプリットリング変調器３２４全体に印加することができる。このため、ＤＣバイアス制御装置３４２は、接地３４６が第２外側ｐ領域３４８に接続された状態で、第２内側ｎ領域３４４に接続されている。このようにして、スプリットリング変調器３２４全体にバイアスが発生するように、第２の側３３８に電圧を印加し、波長調整を行うことができる。
【００５７】
本明細書では、最適な態様を含めた例を用いて本発明を開示しているが、これによって当業者は、任意の装置又はシステムの作製及び使用、並びにこれに付随する任意の方法の実施を含め、本発明を実施することができる。また、本明細書に記載の様々な例は、本明細書に開示のその他の例又は実施形態と組み合わせ可能な特徴を有し得る。即ち、これらの例は、説明が簡潔になるように提示されたものであると共に、相互に組み合わせ可能である。本発明の特許請求の範囲は請求項に記載されているが、当業者に想到可能なその他の例も包含し得る。こうしたその他の例は、請求項の文言と相違ない構成要素を有する場合、又は請求項の文言と実質的に相違ない等価の構成要素を含む場合、本発明の特許請求の範囲に含まれるものとする。
【符号の説明】
【００５８】
１０ 汎用画像システム
１２ 検出器
１４ 信号
１８ データリンク
１６ データ取得システム（ＤＡＳ）
２０ 制御装置
３０ Ｘ線画像システム
３２ Ｘ線
３４ 制御リンク
３６ Ｘ線
３８ 患者
４０ 減衰Ｘ線
４２ 検出器
５０ 陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）画像システム
５２ 検出器アレイ
５４ 第２ガンマ光子
５６ 第２ガンマ光子
６０ 超音波画像システム
６２ 超音波源／検出器
６４ 制御線
６６ 超音波エネルギー
６８ 超音波エネルギー
７０ 磁気共鳴画像システム
７２ スキャナ
７４ スキャナ制御回路
７６ システム制御回路
７８ 記憶装置
８０ 筺体
８２ 孔
８４ テーブル
８６ 一次電磁コイル
８８ 傾斜磁場コイル
９０ 傾斜磁場コイル
９２ 傾斜磁場コイル
９４ 送信（ＲＦ）コイル
９６ 主電源
９８ 駆動回路
１０２ 別の制御回路
１０３ 受信コイルアレイ
１０４ インターフェース回路
１１０ 制御回路
１１２ メモリ回路
１１４ インターフェース回路
１１６ インターフェース回路
１１８ 制御回路
１２０ メモリ回路
１２２ 付加的なインターフェース回路
１２４ プリンタ
１２６ モニタ
１２８ ユーザインターフェース
１４０ ナノフォトニクスシステム
１４２ アレイＲＦ受信コイル
１４４ 光変調器
１４６ 電気信号
１４８ 増幅器
１５０ 増幅電気信号
１５２ 光
１５４ 光ビーム
１５６ 導波路
１５８ 光ビーム
１６０ 光ビーム
１６２ 光共振器
１６４ 光ビーム
１６６ 光信号
１６８ 光検出器アレイ
１７０ 電気信号
１８０ システム
１８２ 光源
１８４ 光ビーム
１８６ 導波路
１８８ 変換器
１９０ 電気信号
１９２ スイッチモード電源
１９４ 調整電気信号
２００ システム
２０２ コイル制御信号
２０４ 光変調器
２０６ デマルチプレックス光共振器
２０８ 光信号
２１０ 光ファイバ
２１２ 変換器
２１４ 電気信号
２２０ システム
２２２ 光源
２２４ 光ビーム
２２６ 第１導波路
２２８ 変調器
２３０ 共振器
２３２ 共振器
２３４ 共振器
２３６ ドロップライン
２４０ 変調器
２４２ 変調器
２４４ 変調器
２４６ 多重光ビーム
２６０ システム
２６２ 単一チップ
２６４ 単一チップ
２６６ 単一チップ
２６８ 単一チップ
２７０ 導波路
２７２ 導波路
２７４ 導波路
２７６ 導波路
２８０ システム
２８２ 共鳴コイル
２８４ チップ
２８６ 増幅器
２８８ 光変調器
２９０ 加熱素子
２９２ 浮遊基準接地
２９４ 第１接続部
２９６ 第２接続部
２９８ 外側ｐ領域
３００ 内側ｎ領域
３０２ マイクロリング共振器
３０４ 光導波路
３０６ 光ビーム
３０８ 符号化光ビーム
３２０ システム
３２２ チップ
３２４ スプリットリング変調器
３２６ 第１接続部
３２８ 第２接続部
３３０ 第１の側
３３２ ｎ領域
３３４ ｐ領域
３３６ マイクロリング共振器
３３８ 第２の側
３４０ スプリット
３４２ ＤＣバイアス制御装置
３４４ ｎ領域
３４６ 接地
３４８ ｐ領域
【特許請求の範囲】
【請求項１】
医療用画像システムであって、
データの集合を表す電気信号を受信するように構成された光変調器（１４４）であって、光線が含む、時間、波長、又は偏光によって定まる光子の部分集合を変調し、前記データの集合を用いて光子を符号化することで符号化光子を生成するように機能する、光変調器（１４４）と、
前記光変調器（１４４）の少なくとも一部とインターフェース接続し、光子を前記光変調器（１４４）によって変調できるように、前記光線を送信するように構成された、光導波路（１５６）と、
前記光導波路（１５６）と通信し、前記光線から前記符号化光子を除去するように構成された、光共振器（１６２）と、
前記光共振器（１６２）と光学的に接続され、前記符号化光子を、データの前記集合を表す電気信号に変換するように構成された、変換器（１８８）と、
を備える多重フォトニックデータ伝送システムを備える、医療用画像システム。
【請求項２】
前記光変調器（１４４）及び前記光共振器（１６２）が、光子の前記部分集合の波長に調整される、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記光変調器（１４４）が、マイクロリング共振器（３０２）を含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項４】
前記光共振器（１６２）が、マイクロディスク、マイクロリング、又はフォトニック結晶空洞共振器を含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項５】
前記変換器（１８８）が、フォトダイオードアレイを含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項６】
前記光線を発生するように構成された光源（２２２）を備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項７】
前記光線が、各部分集合がそれぞれの波長を有する光子の複数の部分集合を含み、前記光変調器（１４４）が、符号化光子の第１集合を生成するために、前記光線が含む、光子の前記複数の部分集合の第１部分集合を変調するように調整される、請求項６に記載のシステム。
【請求項８】
光子の前記複数の部分集合の前記第１部分集合が全て、前記光変調器（１４４）及び前記光共振器（１６２）が調整される波長範囲内にある、請求項７に記載のシステム。
【請求項９】
データの付加的集合を表す電気信号（１４６）を受信するように構成され、前記符号化光子の付加的集合を生成するように、前記光線が含む、それぞれの波長を有する光子の前記複数の部分集合のそれぞれの部分集合を変調するように機能する、付加的な光変調器（１４４）を備える、請求項８に記載のシステム。
【請求項１０】
前記光線は、前記光変調器（１４４）を通ると多重化される、請求項９に記載のシステム。
【請求項１１】
光子の前記複数の部分集合のそれぞれの部分集合の前記波長に調整された、付加的な光共振器（１６２）を備える、請求項１０に記載のシステム。
【請求項１２】
前記データの集合が、磁気共鳴画像コイルに供給される制御信号データを含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項１３】
磁気共鳴画像（ＭＲＩ）システム（７０）用のアップグレードキットであって、
複数のラジオ周波数（ＲＦ）コイルとインターフェース接続するように構成され、前記ＲＦコイルで生成された磁気共鳴（ＭＲ）データを表す電気データ信号を、ＭＲデータを表す多重光学データ信号に変換するように機能する、フォトニックデータ伝送システムを備える、チップを含む、
アップグレードキット。
【請求項１４】
前記フォトニックデータ伝送システムは、前記複数のＲＦコイルの１つからＭＲデータの集合を表す電気データ信号を受信し、且つ、光線が含む、光子の部分集合を変調し、ＭＲデータの前記集合を用いて前記部分集合を符号化することで符号化光子の集合を生成するするように構成された、光変調器（１４４）を含む、請求項１３に記載のキット。
【請求項１５】
第２光線を発生するように機能する光源（２２２）と、導波路（１５６）であって、該導波路（１５６）の第１端部において前記光源（２２２）と結合され、前記光線を送信するように構成された導波路（１５６）と、前記導波路（１５６）の第２端部に結合され、前記フォトニックデータ伝送システムの少なくとも一部に電力供給するために、前記光線を電気信号に変換するように構成された、変換器（１８８）と、を有するフォトニックデータ送達システムを含む、請求項１３に記載のキット。
【請求項１】
医療用画像システムであって、
データの集合を表す電気信号を受信するように構成された光変調器（１４４）であって、光線が含む、時間、波長、又は偏光によって定まる光子の部分集合を変調し、前記データの集合を用いて光子を符号化することで符号化光子を生成するように機能する、光変調器（１４４）と、
前記光変調器（１４４）の少なくとも一部とインターフェース接続し、光子を前記光変調器（１４４）によって変調できるように、前記光線を送信するように構成された、光導波路（１５６）と、
前記光導波路（１５６）と通信し、前記光線から前記符号化光子を除去するように構成された、光共振器（１６２）と、
前記光共振器（１６２）と光学的に接続され、前記符号化光子を、データの前記集合を表す電気信号に変換するように構成された、変換器（１８８）と、
を備える多重フォトニックデータ伝送システムを備える、医療用画像システム。
【請求項２】
前記光変調器（１４４）及び前記光共振器（１６２）が、光子の前記部分集合の波長に調整される、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記光変調器（１４４）が、マイクロリング共振器（３０２）を含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項４】
前記光共振器（１６２）が、マイクロディスク、マイクロリング、又はフォトニック結晶空洞共振器を含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項５】
前記変換器（１８８）が、フォトダイオードアレイを含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項６】
前記光線を発生するように構成された光源（２２２）を備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項７】
前記光線が、各部分集合がそれぞれの波長を有する光子の複数の部分集合を含み、前記光変調器（１４４）が、符号化光子の第１集合を生成するために、前記光線が含む、光子の前記複数の部分集合の第１部分集合を変調するように調整される、請求項６に記載のシステム。
【請求項８】
光子の前記複数の部分集合の前記第１部分集合が全て、前記光変調器（１４４）及び前記光共振器（１６２）が調整される波長範囲内にある、請求項７に記載のシステム。
【請求項９】
データの付加的集合を表す電気信号（１４６）を受信するように構成され、前記符号化光子の付加的集合を生成するように、前記光線が含む、それぞれの波長を有する光子の前記複数の部分集合のそれぞれの部分集合を変調するように機能する、付加的な光変調器（１４４）を備える、請求項８に記載のシステム。
【請求項１０】
前記光線は、前記光変調器（１４４）を通ると多重化される、請求項９に記載のシステム。
【請求項１１】
光子の前記複数の部分集合のそれぞれの部分集合の前記波長に調整された、付加的な光共振器（１６２）を備える、請求項１０に記載のシステム。
【請求項１２】
前記データの集合が、磁気共鳴画像コイルに供給される制御信号データを含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項１３】
磁気共鳴画像（ＭＲＩ）システム（７０）用のアップグレードキットであって、
複数のラジオ周波数（ＲＦ）コイルとインターフェース接続するように構成され、前記ＲＦコイルで生成された磁気共鳴（ＭＲ）データを表す電気データ信号を、ＭＲデータを表す多重光学データ信号に変換するように機能する、フォトニックデータ伝送システムを備える、チップを含む、
アップグレードキット。
【請求項１４】
前記フォトニックデータ伝送システムは、前記複数のＲＦコイルの１つからＭＲデータの集合を表す電気データ信号を受信し、且つ、光線が含む、光子の部分集合を変調し、ＭＲデータの前記集合を用いて前記部分集合を符号化することで符号化光子の集合を生成するするように構成された、光変調器（１４４）を含む、請求項１３に記載のキット。
【請求項１５】
第２光線を発生するように機能する光源（２２２）と、導波路（１５６）であって、該導波路（１５６）の第１端部において前記光源（２２２）と結合され、前記光線を送信するように構成された導波路（１５６）と、前記導波路（１５６）の第２端部に結合され、前記フォトニックデータ伝送システムの少なくとも一部に電力供給するために、前記光線を電気信号に変換するように構成された、変換器（１８８）と、を有するフォトニックデータ送達システムを含む、請求項１３に記載のキット。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【公開番号】特開２０１２−１２０８３７（Ｐ２０１２−１２０８３７Ａ）
【公開日】平成２４年６月２８日（２０１２．６．２８）
【国際特許分類】
【外国語出願】
【出願番号】特願２０１１−２６６３８０（Ｐ２０１１−２６６３８０）
【出願日】平成２３年１２月６日（２０１１．１２．６）
【出願人】（３９００４１５４２）ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ (6,332)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２４年６月２８日（２０１２．６．２８）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１１−２６６３８０（Ｐ２０１１−２６６３８０）
【出願日】平成２３年１２月６日（２０１１．１２．６）
【出願人】（３９００４１５４２）ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ (6,332)
【Ｆターム（参考）】
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