JP2008532681A - 磁気共鳴用の最小エネルギーのシムコイル - Google Patents
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Abstract
磁気共鳴撮像システム(10)において、主磁石(20)が検査領域(14)全体に実質的に均一な主磁場(B0)を生成する。撮像対象(16)は主磁場(B0)内に不均一性を発生させる。1つ以上のシムコイルが傾斜コイル(26)に隣接するように配置される。傾斜コイル(26)は、シムコイル(60)と傾斜コイル(26)との間に誘導性カップリングを誘起する僅かに異なる電力特性を有する第1及び第2の電源(28、30)によって半分ずつ駆動される。シムコイル(60)は所望の磁場を作り出すように設計され、その結果、シムコイル(60)と傾斜コイル(26)との間の誘導性カップリングが実質的に最小化されるとともに、撮像対象により発生される主磁場(B0)の不均一性が所定の空間的特性に基づいて補正される。
Description
本発明は磁気共鳴技術に関する。本発明は、特に、磁気共鳴イメージングに適用されるものであり、それを参照して説明される。しかしながら、本発明はまた、磁気共鳴分光法や、正確に知られた大きさの主B0磁場の恩恵を受けるその他の技術にも適用されるものである。
磁気共鳴イメージング(MRI)においては、時間的に一定な主B0磁場が、視野全体にわたって最適化された空間的均一性を有するように生成される。MRIシステムは、典型的に、磁場の固有の不規則性を補正するために受動型シムセット(shimset)を含んでいる。固有の不規則性に加え、例えば3テスラ以上のような一層高い主B0磁場においては、例えば磁化率などの撮像対象の磁気特性によって主B0磁場はますます歪まされてしまう。これらの歪みは一般的に撮像対象に依存し、また、撮像対象の位置や撮像される対象の関心領域(ROI)にも依存し得る。
主B0磁場の均一性は、撮像対象により引き起こされる磁場の不均一性を補償する補助磁場又はシム磁場を専用のシムコイルが生成するアクティブシミングを用いて、患者ごとに改善されることが可能である。通常、主磁石は超伝導であるが、シムコイルは抵抗性コイルである。
典型的に、シムコイルは傾斜コイルと一体化されている。各シムコイルは固有の球面調和関数(spherical harmonic)補正を形成するように設計されている。それの主磁場との相互作用の大きさは印加電流量によって決定される。傾斜コイルは主B0磁場内に典型的には線形傾斜である既知の空間的変化を与えるために使用される。傾斜コイルは所望の低次のx、y及びz傾斜に加え、シムコイルと同様に球面調和関数を発生させる。数多くのシステムにおいて、傾斜コイルとシムコイルとの双方は、例えばスライス間などでの、電流の高速切り替えを必要とする。
1つの傾斜軸の傾斜コイルは半々にして駆動されることが可能である。一部のシステムにおいては、二等分された傾斜コイルは、二等分された傾斜コイルが直列接続された完全な電気回路を表す。この回路は、しばしば、比較的高い電力定格を有する単一の電源によって駆動される。他のシステムにおいては、二等分された傾斜コイルは、より低い電力定格を有する2つの整合された電源によって別々に駆動される。より望ましいのは後者の構成である。何故なら、傾斜コイルの電流は2つの半分部分が単一の電源と直列接続されるときと同一のまま、傾斜コイル群と電源との双方の定格電圧をより低く定めることができるからである。より低い電圧が要求されることは、高電圧システムと比較して、信頼性と試験要件に関して有利である。
しかしながら、このような独立した接続は問題を生じさせる。傾斜コイル及びシムコイルは直流(DC)デバイスではなくパルスによって駆動される。仮に全てが完全であれば、電流プロファイルは二等分された2つの間で完全に整合されるであろう。しかし、2つの電源が例えば電流の振幅及び位相について僅かに異なる場合、一般に、Z2シムコイルは二等分された傾斜コイルに誘導的にカップリングする。その他のシムコイルも同様の問題を有し得る。
1つの解決策は、シムコイルを傾斜コイル組立体の外側に設計し、カップリングの影響を低減する遮蔽とともに傾斜コイルを使用することである。しかしながら、MRボア空間は貴重であり、主(primary)傾斜コイルとシールド傾斜コイルとの間の空き空間を使用してシムコイルを一体化することが有利である。また、シムコイルを撮像領域に近付けて磁場の不均一補正の効率を高めることが有利である。
本発明は上述及びその他の制約を解消する改善された装置及び方法を提供することを目的とする。
本発明の一態様に従って磁気共鳴撮像装置が提供される。主磁石が検査領域全体に実質的に均一な主磁場を生成する。被検体が撮像のために検査領域に配置される。被検体は主磁場に不均一性を発生させる。検査領域に隣接して配置された傾斜コイルが、選択的に主磁場内に磁場傾斜を作り出す。被検体により発生された主磁場の不均一性を低減するように、傾斜コイルに隣接して配置された1つ以上のシムコイルが、選択的に被検体内にシム磁場を作り出す。シムコイルは最小エネルギー及び特定の磁場挙動に関して分散的に設計される。
本発明の他の一態様に従って撮像装置が提供される。検査領域全体に及ぶ実質的に均一な主磁場が生成される。被検体が撮像のために検査領域に配置され、この被検体が主磁場内に不均一性を発生させる。検査領域に隣接して配置された傾斜コイルによって、磁場傾斜が主磁場内に選択的に作り出される。傾斜コイルに隣接して配置されシムコイルによって、被検体により歪まされた磁場がシミングされる。このシミング段階は、最小エネルギー及び特定の磁場挙動に関して設計された分散型シムコイルによって、被検体により発生された主磁場の不均一性を低減することを含む。
本発明の好適な実施形態に従って、シムコイルと傾斜コイルとの間のカップリングが最小化される。また、磁場の被検体誘起不均一性の効率的なシミングが実現される。また、特に一層高い磁界において、B0磁場の均一性が向上される。さらには、より高速なスライス間でのシム切替が実現される。
以下の好適な実施形態に関する詳細な説明により、多数のさらなる効果が明らかになるであろう。
本発明は様々な構成要素とその配置、及び様々な処理操作及びその編成の形態を取り得る。図面は、好ましい実施形態を例示するためだけのものであり、本発明を限定するものと解釈されるものではない。
図1を参照するに、磁気共鳴イメージングスキャナ10は、概して円筒形のスキャナボア14を定める筐体12を含んでいる。スキャナボア14の内部には関連する撮像対象16が配置される。主磁場コイル20は筐体12の内部に配置され、スキャナボア14の中心軸22に平行な主B0磁場を生成する。図1において、主B0磁場の方向は基準x−y−zデカルト座標系のz軸に平行である。主磁場コイル20は、典型的に、冷凍シュラウド24の内部に配置された超伝導コイルであるが、抵抗性の主磁石も使用され得る。
筐体12はまた、ボア14の中心軸22に平行な、中心軸22に直交する面内方向に沿う、あるいはその他の選択方向に沿う既知の傾斜磁場を選択的に生成する磁場傾斜コイル26を収容又は支持している。一実施形態において、傾斜コイル26はシールドコイル(図示せず)を用いて遮蔽されている。シールドコイルは傾斜コイルと協働し、シールドコイルの外半径により定められる領域の外側での磁束密度が実質的にゼロになるような磁場を生成する。
第1及び第2の電源28、30は、傾斜コイルの内のそれらに付随する半分部分26’、26”に電力を供給する。筐体12は更に、磁気共鳴を選択的に励起及び/又は検出する無線周波数(RF)ボディコイル32を収容又は支持している。必要に応じてボアの内部に配置されるコイルアレー34は複数のコイルを含んでいる。例示されたコイルアレー34の例では具体的に4つのコイルであるが、その他の数のコイルが用いられてもよい。コイルアレー34は、パラレルイメージングの受信器のフェーズドアレーとして、SENSEイメージングにおける感度エンコーディング(SENSE)コイルとして、又はこれらに類するものとして使用され得る。一実施形態において、コイルアレー34は撮像対象16に近接して配置される表面コイルアレーである。筐体12は、典型的に、スキャナボア14を形作る内面ライナー36を含んでいる。
コイルアレー34は全身コイル32によって励起される磁気共鳴を受信するために使用可能である。あるいは、磁気共鳴は例えば全身コイル32等の単一のコイルによって励起及び受信の双方を行われることも可能である。認識されるように、コイル32、34の一方が送信及び受信の双方に使用される場合、コイル32、34の他方は任意的に省略される。
主磁場コイル20は主B0磁場を生成する。磁気共鳴撮像(MRI)制御器40は、第1及び第2の電源28、30に選択的にエネルギー供給するように磁場傾斜制御器42を動作させるとともに、無線周波数コイル又はコイルアレー32、34に選択的にエネルギー供給するように、図示されるように無線周波数コイル32に結合されるか、コイルアレー34に結合されるかした無線周波数(RF)送信器44を動作させる。磁場傾斜コイル26と無線周波数コイル32又はコイルアレー34とを選択的に動作させることにより、撮像対象16の関心領域の少なくとも一部に磁気共鳴が生成され且つ空間的にエンコードされる。選択された傾斜磁場を傾斜コイル26を介して印加することにより、例えばデカルト軌道、複数の放射状軌道又は螺旋軌道などの、選択されたk空間軌道が辿られる。他の例では、撮像データは、選択された磁場傾斜方向に沿った投影として収集されることが可能である。撮像データ収集の間、図示されるようにコイルアレー34に結合されるか、全身コイル32に結合されるかした無線周波数(RF)受信器46は磁気共鳴サンプルを収集し、そのサンプルは磁気共鳴(MR)データメモリ50に記憶される。
磁気共鳴データは再構成プロセッサ52によって画像表示に再構成される。デカルトk空間のサンプリングデータ、又は適当に再サンプリングされたその他のデータの場合、フーリエ変換に基づく再構成アルゴリズムが使用され得る。収集された磁気共鳴撮像データの様式に応じて、例えばフィルタ補正逆投影法に基づく再構成などの、その他の再構成アルゴリズムも使用され得る。SENSEイメージングデータの場合、再構成プロセッサ52は各RFコイルによって収集された撮像データから折り返された(folded)画像群を再構成し、折り返された画像群をコイル感度パラメータに従って結合することにより、折り返しのない再構成画像を作成する。
再構成プロセッサ52によって作成された再構成画像は画像メモリ54に記憶され、また、ユーザインターフェース56上に表示され、不揮発性メモリに記憶され、ローカル・イントラネット又はインターネット上で伝送され、閲覧され、記憶され、又は操作され、等々されることが可能である。ユーザインターフェース56はまた、放射線医、技師、又は磁気共鳴イメージングスキャナ10のその他の操作者が、磁気共鳴撮像シーケンスの選択、変更及び実行を行うために磁気共鳴撮像制御器40と交信することを可能にする。
主磁場コイル20は、ボア14の撮像ボリューム内で実質的に均一で好ましくは約3テスラ又はそれより高い主B0磁場を生成する。磁場の不均一性を補償してB0磁場の均一性を向上させるために、ボアの周りに一組の受動型シム58が配置されている。
このような固有の不均一性に加え、関連撮像対象16がボア14に挿入されるとき、主B0磁場は撮像対象の磁気特性によって歪まされ得る。撮像対象により引き起こされる歪みに起因する主B0磁場の不均一性を打ち消すため、筐体12により収容又は支持された1つ以上のアクティブ型シムコイル60が主B0磁場のアクティブシミングを提供する。
理想的には、各シムコイルはボア14内にBz成分、すなわち、z方向に平行な主B0磁場に平行に向けられた磁場、を含む磁場分布を作り出す。このBz成分は、固有の不均一性、撮像対象16により発生される歪み、又はこれらに類するものを補正するように、主磁場コイル20により生成される主B0磁場を強めたり部分的に打ち消したりするように選定される。具体的には、傾斜磁場が重ね合わされた主B0磁場の歪みを低減するように、シム電流プロセッサ62がシムコイル群60の1つ以上について適当なシム電流を決定する。シム電流プロセッサ62は、既知であるシムコイル60の配置と、補正される必要がある磁場不均一性に関する情報とに基づいて適当なシム電流を選定する。主B0磁場の不均一性は、例えば、スキャナ10によって実行される磁場マッピング磁気共鳴シーケンスを用いた磁場マップの収集によって、ボア14内に配置された任意的な磁場センサ(図示せず)を読み取ることによって、又は撮像対象16の挿入により発生されると予期される磁場歪みの推測計算を実行することによって等、様々な手法で決定されることができる。磁場測定シーケンスは、例えば各スライス又は各組のスライスの後になど、周期的に主B0磁場の大きさを確認するために撮像シーケンスと混合されてもよい。シム電流プロセッサ62は、選定されたシム電流で1つ以上のシムコイル60にエネルギー供給するようにシム制御器64を制御する。二等分された傾斜コイル群26’、26”は別々の電源28、30によって駆動されるので、二等分された傾斜コイル26’、26”それぞれに供給される電流は位相及び/又は振幅において僅かに異なっている。それにより、シムコイル(群)60と二等分された傾斜コイル26’、26”との間に誘導性カップリングが発生する。
図2を参照するに、シムコイル・デカップリング用のアルゴリズム、プロセッサ又は手段70は、既知のコンピュータプログラム及び方法によって解かれる以下の等式(1)−(13)に従って、シムコイル60の巻きパターンを決定する。その結果、シムコイル60と傾斜コイル26との間のカップリングの影響は実質的に最小化される。シムコイル60の巻きパターンは、シミング機能が低減されないままで所望の目的磁場を生成するように決定される。より具体的には、分散型シムコイル設計アルゴリズム、手段又はプロセッサ72が、例えばZ2として機能する磁場といった目的磁場74の制約の下で以下の等式(1)−(5)に従って、最小エネルギー手法を用いて分散型シムコイル60を設計する。シムコイル60の蓄積磁気エネルギーが実質的に最小化され、例えば、電流が表面全体に分散される。伝統的に、シムコイル60はゴーレイ(Golay)式サドルコイル構成法(米国特許第3569810号明細書)に基づいて個別ワイヤー及びワイヤー束で構築されてきた。ゴーレイ式の構成においては、ワイヤーは好適位置でサドルコイル又はループ構成に束ねられる。このようにループにされた位置決めは、所望のシムコイルの高調波(harmonic)を生成する重心位置を近似するものである。分散型コイル構成においては、重心位置の和が所望の高調波を表すように、分散型コイルは表面全体にわたって間隔を空けて位置決めされる。分散型シムコイルは患者起因の磁場の不均一性のシミングにより効果的であることが分かっている。コイルエネルギー最小化アルゴリズム、プロセッサ又は手段76は、既存の半分の傾斜コイル回路を考慮に入れてシムコイル60と傾斜コイル26との間の相互インダクタンスが以下の等式(6)−(13)に従って実質的に最小化、あるいは除去されるように、所望の磁場の挙動に基づいてシムコイル60のエネルギーを最小化する。
分散型シムコイルは、このように設計されると、シムコイルと半分の傾斜との間のカップリングが0に近付くように実質的に最小化されるままで、要求される空間的特性において最小のエネルギーを有する。
組織の磁化率の局所的なバラつきによって対象が完全にシミングされることができない場合には、スライス毎に動的にシミングすることが望ましい。シムコイル電流設定の動的制御、すなわち、パルス状の制御もまた望ましい。一実施形態において、分散型シムコイルはスライス間、又はスライスの組の間で切り替えられる。動的制御により、立ち上がり時間と例えば渦電流などの過渡的効果とが重要になり、また、遮蔽されたシムコイル設計の潜在用途が提起される。
先ず、軸方向のZ2シムコイル設計の実施例について説明する。半径Rの円筒形のMRIシステムにおいては、シムコイルは数学的に、長さ2Lのシムコイルが上に配置された半径Rの円筒上の電流分布を計算することによって設計される。電流分布は、
等式(1)の第1項は、主磁石、Z傾斜コイル及び帯型(zonal)シムコイルを設計するのに使用可能である。等式(1)の電流密度内の項f0(z)により生成される磁場のz成分は、
等式(1)の第2項は、X傾斜コイル及びモザイク型(Tesseral)シムコイルを設計するのに使用可能である。等式(1)の電流密度内の第2項により生成される磁場のz成分は、
等式(3)及び(4)において、関数Tn(k,ρ,R)は第1種ベッセル関数の項と該ベッセル関数の導関数の項とから、
関数f0(z)、qn(z)の対称性と添字“n”の程度とに依存して、異なる種類のシムコイルが設計され得る。例えば、f0(z)がzに関して対称な関数である場合、2次及び更に高次の帯状シムコイルが設計され得る。n=2であり且つqn(z)がzに関して対称な関数である場合、例えば(X2−Y2)シムコイル等の、2次のモザイク型シムコイルが設計され得る。(X2−Y2)シムコイルをπ/4の角度だけ回転させることにより、そのシムコイルから2次のモザイク型シムコイルX*Yが得られる。n=2であり且つqn(z)がzに関して非対称な関数である場合、3次のモザイク型シムコイルZ*(X2−Y2)が設計され得る。Z*(X2−Y2)シムコイルをπ/4の角度だけ回転させることにより、そのシムコイルから3次のモザイク型シムコイルZ*X*Yが得られる。
好ましくは、撮像ボリューム内の所望の磁場の挙動と、シムコイルと横断傾斜コイルの半分との間の相互インダクタンスはゼロであることとの制約の下で、コイルの蓄積エネルギーが最小化される。最小化されるべき関数は、
シムコイルの蓄積磁気エネルギーは、n=0のとき、
シムコイルの蓄積磁気エネルギーは、
Z2シムとX傾斜コイルの半分との間の相互インダクタンスMshim_half_TrGは、
シムコイルと横断コイルの半分との間の相互インダクタンス又は共有エネルギー(co-energy)はシムコイルの電流密度において線形汎関数(linear functional)である。等式(11)の相互インダクタンスの項Mshim_half_TrGは等式(6)に代入され、
引き続き図3を参照するに、カップリングが制約/均衡化されていない分散型Z2シムコイルの半分における電流レイアウトが示されている。電流密度は離散化されID=1.01768Aの大きさにされている。シムコイルと傾斜コイルの半分との間のカップリングが考慮されない該シムコイル基本設計においては、負の電流の領域80と正の電流の領域82という区別可能な領域が存在している。
図4は、カップリングが均衡化されていない分散型Z2シムコイルからのBz場を示している。
エネルギー[J]=1.827E-3
電流ID[A]=1.01768
インダクタンス[μH]=3528.060
Amut_hX_ZDP[μH]=-148.153
Amut_hX_ZDS[μH]=126.791
Amut_hX_ZDTot[μH]=-17.362
である。
エネルギー[J]=1.827E-3
電流ID[A]=1.01768
インダクタンス[μH]=3528.060
Amut_hX_ZDP[μH]=-148.153
Amut_hX_ZDS[μH]=126.791
Amut_hX_ZDTot[μH]=-17.362
である。
ρ=0且つz=±0.2でのBz場は1.01768Aの電流IDに対して13.789μTに等しい。
図5は、傾斜コイルの半分へのシムコイルのカップリングが制約条件として用いられ、カップリングが均衡化されている分散型Z2シムコイルの半分における電流レイアウトを示している。電流密度は離散化されID=1.10071Aの大きさにされている。負の領域80及び正の領域82はアイソセンター側に押しやられており、コイルの端部に更なる負及び正の電流反転領域84、86が存在している。例示されたように、シムコイルと傾斜コイルの半分との間のカップリングを考慮に入れずに設計されるZ2シムコイルに対して、カップリング制約の下で設計されるZ2シムコイルの電流分布は実質的に変わっている。第2の負/正の電流領域84、86は、シムコイルと傾斜コイルの半分との間の誘導性カップリングに対抗する。
図6は、カップリングが均衡化されている分散型Z2シムコイルからのBz場を示している。
エネルギー[J]=8.7952E-4
電流ID[A]=1.10071
インダクタンス[μH]=1451.884
Amut_hX_ZDP[μH]=-29.847
Amut_hX_ZDS[μH]=29.940
Amut_hX_ZDTot[μH]=9.3E-2
である。
エネルギー[J]=8.7952E-4
電流ID[A]=1.10071
インダクタンス[μH]=1451.884
Amut_hX_ZDP[μH]=-29.847
Amut_hX_ZDS[μH]=29.940
Amut_hX_ZDTot[μH]=9.3E-2
である。
ρ=0且つz=±0.2でのBz場は1.10071Aの電流IDに対して13.789μTに等しい。このエネルギーは先述の例のコイルのエネルギーより低いものになっている。
続いて、横断方向の(X2−Y2)シムコイル設計の実施例について説明する。上述の軸方向のシムコイル設計と同様に、(1)撮像ボリューム内の所望の磁場の挙動と、(2)シムコイルと横断傾斜コイルの半分との間の相互インダクタンスはゼロであるという条件との制約の下で、コイルの蓄積エネルギーが最小化される。(X2−Y2)シムコイルにおける電流密度は、
磁場のz成分は、
等式(4’)において、関数Tn(k,ρ,R)は第1種ベッセル関数の項と該ベッセル関数の導関数の項とから、
最小化されるべき関数は、
シムコイルの蓄積磁気エネルギーは、
重要な一例として、(X2−Y2)シムとX傾斜コイルの半分との間の相互インダクタンスは、
この等式において、(p)は主傾斜コイルを参照するものであり、(s)はシールド傾斜コイルを参照するものであり、そしてA(Shim)(r)は(X2−Y2)シムにより生成されるベクトルポテンシャルである。関数f1 (p,s)(z)及びq1 (p,s)(z)は、n=1とした等式(2’)を満たす。シムコイルと横断コイルの半分との間の相互インダクタンス又は共有エネルギー(co-energy)はシムコイルの電流密度において線形汎関数である。故に、この項Mshim_half_TrGはラグランジェ乗数を用いて等式(6’)に付加される。
同様に、Y傾斜コイルの半分からの(X2−Y2)シムコイルのデカップリングに関して等式が記述され得る。なお、対称性により、シムXYはX傾斜コイル及びY傾斜コイルの半分の双方からデカップリングされる。制約下での最小エネルギー手法は、コイルが最小のエネルギー/インダクタンスを有し且つ入力要件を満足するように、コイルの電流パターンを決定する。
図7−9と表3とを参照するに、X傾斜コイルの半分との相互カップリングが均衡化されていない2次(X2−Y2)シムコイルの設計の一例が示されている。シムコイルの半径Rは0.3855mに選定されている。シムコイルの半分の長さLは0.7mに等しく選定されている。以下の例にて使用される磁場の制約の組が表3に列挙されている。この磁場の制約はψ=0における3つの数を用いて操作されている。第1の場の制約B1はρ1=0.001m且つz1=0.00mにて課されている。第2の場の制約B2はρ2=0.001m且つz2=0.2mにて課されている。例えば、B2=B1×係数1×ρ2 2である。第3の場の制約B3はρ3=0.2m且つz3=0.00mにて課されている。例えば、B3=B2×係数2である。
図7は、連続的な電流密度のz成分をzの関数として示している。電流密度は、各々がI=1.01Aの電流を担持している38本の巻線を用いて離散化される。コイルの8個のオクタントの1つにおける電流経路が図8に示されている。図7の正のzを有する残りの3つのオクタントは、方位角方向にπ/2の倍数だけシフトされる。z<0である4つのオクタントはz>0のオクタントと鏡像の関係にある。コイルのインダクタンスは3558.8μHであり、X傾斜の半分への相互カップリングは29.9μHである。シムコイルの感度は、
図9は、x=y=0における均一性(百分率での感度変化)をzの関数として示している。
図10−12と再び表3とを参照するに、X傾斜コイルの半分との相互カップリングがゼロに制約されている2次(X2−Y2)シムコイルの一例が示されている。シムコイルの半径Rは0.3855mに等しく選定されている。シムコイルの半分の長さLは0.71mに等しく選定されている。使用される制約の組が表3に列挙されている。
図10は、シムコイルの連続的な電流密度のz成分をzの関数として示している。電流密度は、各々がI=1.566Aの電流を担持している38本の巻線を用いて離散化される。コイルの8個のオクタントの1つにおける電流経路が図11に示されている。図7の正のzを有する残りの3つのオクタントは、方位角方向にπ/2の倍数だけシフトされる。z<0である4つのオクタントはz>0のオクタントと鏡像の関係にある。コイルのインダクタンスは4065.8μHであり、X傾斜の同一の半分への相互カップリングは-0.21μHである。r=0の点における感度は
一実施形態において、制約によって傾斜の半分からデカップリングされるようにシムコイルを設計することに代えて、傾斜の半分へのシムコイルのカップリングが最小化される。例えば、次の関数が最小化され得る。
他の一実施形態においては、シムの感度及び均一性を制御するために、点での磁界の制約に代えて、導関数の制約が用いられる。
一実施形態において、傾斜の半分へのシムコイルのカップリングを打ち消すため、好ましくは傾斜コイルの端部に、更なるシムコイルが付加される。シムコイルと傾斜コイルの半分との間のカップリングが十分に小さい値になるまで、更なるループが付加される。
上述の実施形態及び実施例は、シールドされた傾斜コイルとシールドされていない傾斜コイルとの何れにも適用可能である。
本発明は好ましい実施形態を参照して説明された。この詳細な説明を読んで理解した者によって変更及び改変が想到されるであろうことは明らかである。本発明は、添付の請求項又はそれに等価なものの範囲内に入る限りにおいて、そのような全ての変更及び改変を含むものとして解釈されるものである。
Claims (22)
- 検査領域全体に実質的に均一な主磁場を生成する主磁石;
撮像のために前記検査領域に配置され、前記主磁場に不均一性を発生させる被検体;
前記検査領域に隣接して配置され、選択的に前記主磁場内に磁場傾斜を作り出す傾斜コイル;及び
選択的に前記被検体内にシム磁場を作り出す1つ以上のシムコイルであり、前記被検体により発生された前記主磁場の不均一性を低減するように前記傾斜コイルに隣接して配置され、且つ最小エネルギー及び特定の磁場挙動に関して分散的に設計されるシムコイル;
を有する磁気共鳴撮像装置。 - 前記傾斜コイルは、二等分された2つの部分に分割され、更に:
二等分された傾斜コイルの各々にパルス状の電力を供給する第1及び第2の電源であり、前記シムコイルと前記傾斜コイルとの間に誘導性カップリングを誘起する僅かに異なる電力特性を有し;且つ
前記シムコイルは該シムコイルの前記傾斜コイルへの前記誘導性カップリングを最小化する巻線を含む;
請求項1に記載の装置。 - 前記シムコイルの前記傾斜コイルへの前記誘導性カップリングは0に等しいか、実質的に0より大きくない、請求項2に記載の装置。
- デカップリングプロセッサは:
前記傾斜コイルによって形作られる領域を囲む表面に分布する電流パターンを有する分散型シムコイルを設計するための分散型コイル設計プロセッサ;及び
前記電流分布に付随する蓄積エネルギーが最小であるように前記シムコイルを設計するシムコイルエネルギー最小化プロセッサ;
を含む、請求項1に記載の装置。 - 前記エネルギーは、(1)前記被検体により発生される不均一性を除去するような所定の空間的特性、及び(2)前記シムコイルと前記傾斜コイルとの間の最小化された相互インダクタンス、の制約下で最小化された関数である、請求項4に記載の装置。
- 前記シムコイルの巻線は、(1)前記被検体により発生される不均一性を除去するような所定の空間的特性、及び(2)前記シムコイルと前記傾斜コイルとの間の最小化された相互インダクタンス、の制約下で最小化された関数であるエネルギーを蓄積する、請求項2に記載の装置。
- 前記巻線は前記シムコイルの端部で、前記シムコイルと前記傾斜コイルとの間の前記誘導性カップリングを打ち消す反転電流を生成する、請求項2に記載の装置。
- 検査領域全体に実質的に均一な主磁場を生成する段階;
前記主磁場に不均一性を発生させる被検体を撮像のために前記検査領域に配置する段階;
前記検査領域に隣接して配置された傾斜コイルによって、選択的に前記主磁場内に磁場傾斜を作り出す段階;及び
前記傾斜コイルに隣接して配置されシムコイルによって、前記被検体により歪まされた磁場をシミングする段階であり、最小エネルギー及び特定の磁場挙動に関して設計された分散型シムコイルによって、前記被検体により発生された前記主磁場の不均一性を低減することを含むシミング段階;
を有する撮像方法。 - 前記傾斜コイルは二等分された2つの部分に分割され、且つ:
前記シムコイルと前記傾斜コイルとの間に誘導性カップリングを誘起する僅かに異なる電力特性を有する第1及び第2の電源によって、二等分された傾斜コイルの各々に電力を供給する段階;及び
前記シムコイルの前記傾斜コイルへの前記誘導性カップリングが実質的に最小化されるように前記シムコイルを前記傾斜コイルからデカップリングするデカップリング段階;
を更に有する請求項13に記載の方法。 - 前記デカップリング段階は:
前記分散型シムコイルの電流分布に付随するエネルギーを最小化すること
を含む、請求項14に記載の方法。 - 前記デカップリング段階は更に:
前記シムコイルが前記検査領域の近くに配置されるように、前記シムコイルを前記傾斜コイルの近くに分散させること
を含む、請求項15に記載の方法。 - 前記シムコイルのエネルギーは、前記被検体により発生される磁場の不均一性を除去するようなシムコイル磁場の所望特性と、前記シムコイルと前記傾斜コイルとの間の最小化された相互インダクタンスとの制約下で最小化される、請求項15に記載の方法。
- 磁気共鳴システムにおいて撮像対象によって発生される磁場の不均一性を補正するようにシムコイルを設計する方法であって:
1つ以上のシムコイルの半径を選定する段階;
1つ以上のシムコイルの半分の長さを選定する段階;
前記シムコイルの所望磁場の特徴を示す多数の制約を選定する段階;
分散された電流パターンを用いてシムコイルの蓄積エネルギーを最小化する段階;及び
前記分散された電流パターンによって特徴付けられる分散型シムコイルを設計する段階;
を有する方法。 - 前記設計する段階は:
前記シムコイルと傾斜コイルとの間のカップリングを実質的にゼロにするように該シムコイルを設計すること
を含む、請求項19に記載の方法。 - 請求項19に記載の方法によって設計されたシムコイル。
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Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2015500127A (ja) * | 2011-12-13 | 2015-01-05 | ビューレイ・インコーポレイテッドViewRay Incorporated | Mri装置のためのアクティブ抵抗性シミング |
US10463883B2 (en) | 2009-07-15 | 2019-11-05 | Viewray Technologies, Inc. | Method and apparatus for shielding a linear accelerator and a magnetic resonance imaging device from each other |
US11033758B2 (en) | 2017-12-06 | 2021-06-15 | Viewray Technologies, Inc. | Radiotherapy systems, methods and software |
US11083912B2 (en) | 2013-03-15 | 2021-08-10 | Viewray Technologies, Inc. | Systems and methods for linear accelerator radiotherapy with magnetic resonance imaging |
US12017090B2 (en) | 2016-03-02 | 2024-06-25 | Viewray Systems, Inc. | Particle therapy with magnetic resonance imaging |
Families Citing this family (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2007084399A2 (en) * | 2006-01-13 | 2007-07-26 | Yale University | Mri involving subject-specific diamagnetic and paramagnetic passive shimming |
US8073524B2 (en) | 2007-11-08 | 2011-12-06 | Imris Inc. | Control of magnetic field homogeneity in movable MRI scanning system |
EP2506026A1 (en) * | 2011-03-29 | 2012-10-03 | Universitätsklinikum Freiburg | Method of dynamically compensating for magnetic field heterogeneity in magnetic resonance imaging |
BR112014015024A2 (pt) * | 2011-12-23 | 2017-06-13 | Koninklijke Philips Nv | dispositivo de rm |
DE102014207314B4 (de) * | 2014-04-16 | 2017-08-10 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren, System und Magnetresonanzanlage zum Ausgleichen von Inhomogenitäten des Magnetfelds |
US10006977B2 (en) * | 2014-08-11 | 2018-06-26 | The Texas A&M University System | Open magnetic resonance imaging |
CN107533119B (zh) * | 2015-04-10 | 2020-07-28 | 圣纳普医疗(巴巴多斯)公司 | 用于磁共振成像的匀场线圈 |
GB2567116B (en) * | 2016-07-11 | 2021-12-01 | Synaptive Medical Inc | Adaptive shim colis for MR imaging |
CN106990373B (zh) * | 2017-03-28 | 2019-07-09 | 中国科学院电工研究所 | 一种磁共振系统的解耦轴向匀场线圈设计方法 |
CA3089764A1 (en) | 2019-08-12 | 2021-02-12 | Synaptive Medical (Barbados) Inc. | System and method of coil design to reduce magnetic coupling |
Family Cites Families (24)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3443209A (en) * | 1967-10-25 | 1969-05-06 | Varian Associates | Magnetic field homogeneity control apparatus |
US3569823A (en) * | 1968-10-18 | 1971-03-09 | Perkin Elmer Corp | Nuclear magnetic resonance apparatus |
JPS60157206A (ja) * | 1984-01-26 | 1985-08-17 | Sumitomo Electric Ind Ltd | 高均一磁場マグネツト |
US4737716A (en) * | 1986-02-06 | 1988-04-12 | General Electric Company | Self-shielded gradient coils for nuclear magnetic resonance imaging |
US4689707A (en) * | 1986-05-27 | 1987-08-25 | International Business Machines Corporation | Superconductive magnet having shim coils and quench protection circuits |
JPS63271910A (ja) * | 1987-04-28 | 1988-11-09 | Toshiba Corp | Mri用傾斜磁場発生装置 |
JP2646627B2 (ja) * | 1988-03-08 | 1997-08-27 | 株式会社日立製作所 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
JPH01284239A (ja) * | 1988-05-10 | 1989-11-15 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
US5296810A (en) * | 1992-03-27 | 1994-03-22 | Picker International, Inc. | MRI self-shielded gradient coils |
US5760582A (en) * | 1992-07-23 | 1998-06-02 | Fonar Corporation | Optimized gradient coils and shim coils for magnetic resonance scanning systems |
US5490509A (en) * | 1993-03-18 | 1996-02-13 | The Regents Of The University Of California | Method and apparatus for MRI using selectively shaped image volume of homogeneous NMR polarizing field |
US5466484A (en) * | 1993-09-29 | 1995-11-14 | Motorola, Inc. | Resistor structure and method of setting a resistance value |
US5545997A (en) * | 1994-05-13 | 1996-08-13 | Bruker Analytische Messtechnik Gmbh | Therapy tomograph with homogeneity device |
JPH08196518A (ja) * | 1995-01-20 | 1996-08-06 | Toshiba Corp | Mri装置 |
US5550472A (en) * | 1995-04-13 | 1996-08-27 | Picker International, Inc. | Combined radio frequency coil with integral magnetic field shim set |
AU1567797A (en) * | 1995-12-29 | 1997-08-11 | Doty Scientific, Inc. | Low-inductance transverse litz foil coils |
US6236203B1 (en) * | 1998-09-28 | 2001-05-22 | Picker International, Inc. | Super shielding of finite length structures in open magnetic and electric systems |
DE19922652C2 (de) * | 1999-05-18 | 2001-08-02 | Bruker Analytik Gmbh | Einrichtung zum Homogenisieren eines Magnetfeldes |
DE19940694C1 (de) * | 1999-08-27 | 2001-07-26 | Bruker Ag Faellanden | Aktiv abgeschirmte supraleitende Magnetanordnung mit Z·2·-Shim |
US6278276B1 (en) * | 1999-11-16 | 2001-08-21 | Picker International, Inc. | Phased array gradient coil set with an off center gradient field sweet spot |
US6342787B1 (en) * | 2000-11-22 | 2002-01-29 | Philips Medical Systems (Cleveland) | Real-time multi-axis gradient distortion correction using an interactive shim set |
US6664879B2 (en) * | 2001-12-04 | 2003-12-16 | Nmr Holdings No. 2 Pty Limited | Asymmetric tesseral shim coils for magnetic resonance |
DE10202986A1 (de) * | 2002-01-26 | 2003-07-31 | Philips Intellectual Property | Spulensystem für eine MR-Apparatur sowie MR-Apparatur mit einem solchen Spulensystem |
US6977571B1 (en) * | 2004-11-08 | 2005-12-20 | General Electric Company | Secondary coil circuit for use with a multi-section protected superconductive magnet coil circuit |
-
2006
- 2006-03-03 EP EP06711021A patent/EP1866661A1/en not_active Withdrawn
- 2006-03-03 JP JP2008501456A patent/JP2008532681A/ja active Pending
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- 2006-03-03 US US11/908,293 patent/US20080164878A1/en not_active Abandoned
Cited By (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US10463883B2 (en) | 2009-07-15 | 2019-11-05 | Viewray Technologies, Inc. | Method and apparatus for shielding a linear accelerator and a magnetic resonance imaging device from each other |
US10918887B2 (en) | 2009-07-15 | 2021-02-16 | Viewray Technologies, Inc. | Method and apparatus for shielding a linear accelerator and a magnetic resonance imaging device from each other |
US11452463B2 (en) | 2009-07-15 | 2022-09-27 | Viewray Technologies, Inc. | Method and apparatus for shielding a linear accelerator and a magnetic resonance imaging device from each other |
JP2015500127A (ja) * | 2011-12-13 | 2015-01-05 | ビューレイ・インコーポレイテッドViewRay Incorporated | Mri装置のためのアクティブ抵抗性シミング |
US9599687B2 (en) | 2011-12-13 | 2017-03-21 | Viewray Technologies, Inc. | Active resistive shimming for MRI devices |
US10393836B2 (en) | 2011-12-13 | 2019-08-27 | Viewray Technologies, Inc. | Active resistive shimming for MRI devices |
US11083912B2 (en) | 2013-03-15 | 2021-08-10 | Viewray Technologies, Inc. | Systems and methods for linear accelerator radiotherapy with magnetic resonance imaging |
US11612764B2 (en) | 2013-03-15 | 2023-03-28 | Viewray Technologies, Inc. | Systems and methods for linear accelerator radiotherapy with magnetic resonance imaging |
US12017090B2 (en) | 2016-03-02 | 2024-06-25 | Viewray Systems, Inc. | Particle therapy with magnetic resonance imaging |
US11033758B2 (en) | 2017-12-06 | 2021-06-15 | Viewray Technologies, Inc. | Radiotherapy systems, methods and software |
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