JP2011507587A - ボディコイルの有効ｂ０及びｂ１均一性を増加させる受動シム - Google Patents

Abstract

磁気共鳴撮像システム10は、全身直角位相コイル32によって誘起される共鳴信号を受信するための局部コイル40を含む。局部コイル40は、複数の受信コイル60, 74, 76, 78並びに受動B₀及びB₁磁場シム62, 82が取り付けられる誘電体成形具68を含む。受動シムは、局部領域において受動的に磁場を遮蔽及び強化する導電性の反磁性、常磁性、強磁性材料の複数の容量結合された素子64を含む。これらの素子の表面構成は、局部B₁均一性を最適化するように調整され、これらの素子の質量は、局部B₀磁場均一性を最適化するように構成される。

Description

本出願は、磁気共鳴技術に関する。それは、共鳴励起のために直角位相ボディコイルを用いた磁気共鳴撮像に関する特定のアプリケーションを見出し、特にそれを参照して説明される。しかしながら、本出願はさらに、他のタイプの磁気共鳴撮像、分光法及び無線周波コイルを用いる他の診断技術に関連するアプリケーションを見出すことが認識されるべきである。

磁気共鳴撮像において、撮像される領域は、主磁場すなわちB₀磁場を受ける。RF又はB₁パルスが、例えば磁気共鳴を励起して操作するために、直角位相ボディコイルから関心領域に送信される。傾斜磁場が、位相エンコーディング、周波数エンコーディングなどにより空間位置をエンコードするために適用される。誘起された共鳴からの磁気共鳴信号は、画像への再構成のために局部コイル又は直角位相ボディコイルによって受信される。

特に、より高い磁場において、患者の体が、主B₀磁場及びRF又はB₁磁場の均一性を変化させる。

B₀磁場は、受動シムだけでなく能動シムコイルによってもシムを入れられる。より具体的には、B₀磁場にシムを入れてより均一にするために、鉄材料が適切な位置に、一般的には主磁場コイル近傍に配置される。他のソリューションがB₁磁場の不均一性に対処してきたが、典型的なソリューションは、改善されたコイル設計を試みる。例えば、B₁磁場の均一性は、B₁磁場が均一であるべく設計される小さい目標とされる解剖学的領域に実質的に均一なB₁磁場を生成する局部コイルを用いることにより増加することができる。

本出願は、上述した問題に対する改善されたシミングソリューションを提案する。

一つの態様によれば、磁気共鳴システムのための局部コイルが提供される。この局部コイルは、誘電体成形具を含む。一つ以上の受信コイルが、この成形具によって支持される。受信コイル近傍のB₀及びB₁磁場を均一化するための受動B₀及びB₁磁場シムが、前記成形具によって支持される。

他の態様によれば、磁気共鳴撮像システムが提供される。主磁石が検査領域中にB₀磁場を生成し、傾斜磁場コイルが検査領域中に傾斜磁場を生成する。直角位相ボディコイルは、上述の局部コイルによって受信される検査領域中のB₁磁場パルスを生成する。

他の態様によれば、磁気共鳴方法が提供される。B₀磁場が検査領域中に生成され、そして傾斜磁場が検査領域にわたって適用される。B₁磁場パルスが検査領域に適用されて、上述の局部コイルで受信される。受信された磁気共鳴信号は、画像表現へと再構成される。

他の態様によれば、磁気共鳴撮像用の局部RFコイルを作成する方法が提供される。局部受信コイルは、成形具に取り付けられる。受動B₀磁場及びB₁磁場シムも前記成形具に取り付けられる。

一つの利点は、改善されたB₀及びB₁磁場均一性である。

他の利点は、B₁磁場強度の改善された均一性である。

他の利点は、同時並行のB₀及びB₁磁場シミングである。

他の利点は、B₀及びB₁シミングを一つのデザイン単位に組み込むことによる低減されたサイズ及び重量である。

なお更なる利点は、以下の詳細な説明を読んで理解することにより、当業者にとって明らかとなるだろう。

これらの及び他の態様は、以下の実施の形態に基づいて、添付の図面を参照して、以下に一例として詳細に説明される。

磁気共鳴撮像システムと組み合わせた本構想による局部コイルの横断面における概略図。 典型的なB₁磁場図。 例示的な患者にオーバーレイされて示される図1の局部コイルの概略平面図。 図3のB₀/B₁磁場シムの一部の詳細図。 胸部撮像システムの概略図。

それぞれの図において使用される対応する参照番号は、図中の対応する要素を表す。

図1を参照して、磁気共鳴撮像システム10は、コイルや一組の平行な磁石等として構成される例えば超伝導電磁石、抵抗磁石のような主磁場磁石12を含む。主磁場コイル12は、検査領域14中に概して均一な主磁場すなわちB₀磁場を生成する。B₀磁場の均一性を最適化するために、能動又は受動シムコイル16が、主磁場磁石12近傍に設けられる。B₀シムコイル16はB₀磁場の均一性を改善するために有効であるが、検査領域14への被検者の導入は、被検者に依存するB₀磁場の歪みを導入する。これらの歪みは、被検者、被検者のサイズ、撮像されるべき被検者の領域、被検者が検査領域の中央にいるかなどによって変化する。

磁気共鳴撮像手順において、被検者20は、検査領域14の中に被検者の関心領域を移動させる被検者支持体22上に配置される。システムコントローラ24は、検査領域14にわたって傾斜磁場を生成するために、適切な制御信号を傾斜増幅器26及び傾斜磁場コイル28に適用する。コントローラ24はさらに、送信機30に、適切なRF磁場送信パルスを全身RFコイル32に適用させ、全身RFコイル32は、検査領域14の被検体の関心領域中の磁気共鳴を励起して操作するために、B₁磁場を放射する。円筒状の全身RFコイル32の例において、コイルは、全身RFコイル及び検査領域の中央の近くに最適な均一性を持つ図2に例示されるようなB₁磁場を生成するように構成される。B₁磁場の強度は、全身コイルの中央から検査領域の周辺部に向けて、例えば約10%増加する。加えて、患者の導電率及び誘電率は、B₁の均一性を変え、その偏差は、主に総体の解剖学的構造によって決定されて、すなわち、所与の関心領域及び解剖学的構造に対して、個体間で同様である。受信コイルは、特定の解剖学的構造を目標とし、ターゲットシムトレイを備えていることができる。

局部コイル40は、磁気共鳴信号を受信するために、関心領域(例えば心臓領域)の近傍に配置される。受信された共鳴信号は、受信機のような復調器42によって復調されて、バッファメモリ44中に記憶される。再構成プロセッサ又はルーチン46は、共鳴信号を体積測定画像表現へと再構成し、体積測定画像表現はボリューム画像メモリ48中に記憶される。ビデオプロセッサ50は、ボリューム画像メモリ48からの体積測定画像表現の選択された部分を、モニタ又は他のディスプレイ52上の表示のための適切なフォーマットにアセンブルする。一般的な表示フォーマットは、一つ以上のスライス画像、ボリュームレンダリング、最大強度投影などを含む。

図3を参照して、局部コイル40は、一実施例において、複数の受信コイル60及び一体となったB₁/B₀受動シム配列62を含む。シムは、いくつかの領域に対する受動シールド及び他の領域に対する受動増強の両方を提供するために、B₀及びB₁磁場を変更する。実施の形態の図示された心臓撮像例において、受動シム62は、肺中の空気によって引き起こされるB₁磁場変化を補償するために、肺の上に広がる蹄鉄形状に配置され、そして、胴と首との間で、体重の変化に由来するB₁及びB₀磁場歪みを補償するために、心臓の上に広がる。B₁が肺に向かって増加するので、シムは、磁場応答を減衰させることに重点を置くように配置される。受動シム62は、連続的なシートである場合、渦電流を受けやすい。図4に詳細に示されるように、受動シールドは、ギャップによって互いから分離されるがキャパシタ66によって接続される複数のセグメント64を含む。このようにして、渦電流を維持しない心臓の例におけるＵ字型のシールド又は他の形状のB₁シールドが提供される。

B₀及びB₁磁場の両方に対してシムを入れるために、セグメント64は、非磁性タイル、反磁性タイル、常磁性タイル若しくは強磁性タイル、又はそれらの組み合わせで構成される。B₁電流は一般的に、１〜３表皮厚のみに侵入する。したがって、B₁シミングのためには薄箔のようなタイルのみが必要とされ、シミングの量は、表面積及び形状によって決定される。一方、B₀シミングは、材料の質量の関数である。これは、B₀及びB₁シミング基準の両方が満たされることを可能にする。つまり、各々のタイルの表面積は、B₁シミング要求を満たすように構成され、各々のタイルの厚さは、B₀シミング要求を満たすように選択される。したがって、B₀シミングが必要でない場合、非磁性、反磁性、常磁性若しくは強磁性成分又はそれらの組み合わせの非常に薄いタイルが用いられることができる。より多くのB₀シミングが必要とされる場合、タイルはより厚く作られる。磁場と平行に向きを定められるときに、タイルは最も有効である。

一実施例において、受信コイル60及び受動シム62は、プラスチック樹脂68で作られる成形具に入れられる。一実施例において、局部コイル40は、図3に関連して議論された構造の２つの平らなシートで実施される。局部コイルアセンブリのうちの一方は、心臓周辺でＵ字形の受動シムによって患者の上に配置され、他方は、患者の下で同様の位置に配置される。あるいは、局部コイルは柔軟であることができ、すなわち曲げられることができて、そして受信コイルは患者の胴体周辺に広がることができる。B₁シールド効果は、均一なB₁磁場領域の中心をシフトする傾向ある。特に、患者の下に配置されるB₁シールドは、シールド近傍のB₁磁場強度を低下させて、均一領域の中心を下向きに引き降ろし、患者の上のB₁シールドは、それ自体に隣接したB₁磁場強度を低下させて、均一なB₁磁場領域を上方に引き上げる。患者の上下のB₁シールディングの相対的な量は、肺を補償して、均一なB₁磁場領域の中心を、心臓又は他の関心領域の中央に配置するように選択される。

他の局部コイル構成も意図される。例えば、受動シムセグメント64は、絶縁材料で被覆されて、容量性結合を提供するように層にされた又は重ねられたタイルであることができる。他の一実施例において、セグメント64は、プラスチック樹脂に混ぜられる粒子や小さなプレートリット、ウィスカなどの形である。比較的大きな量のB₁シミング及び比較的少ない量のB₀シミングが必要な領域においては、プレートリットが利用されることができる。より多くのB₀シミングが要求される領域では、より大きな粒子、より厚いプレートリット又はウィスカが用いられ、小さな球体、ロッド等のような、より大きな反磁性ピース、常磁性ピース又は強磁性ピース(又はそれらの組み合わせ)で補われることができる。

しばしば、脂肪抑制法が撮像の間に用いられる。脂肪抑制法は、B₀磁場の均一性が最適化された場合に最良に機能する。脂肪抑制が一般的に用いられる解剖学的構造の部分用に構成される局部コイル又は局部コイルの一部を設計する際に、名目上の患者の隣接領域のB₀磁場変形特性が、B₀シミングのための設計基準として用いられる。

脊椎コイルの実施の形態において、図2に示される脊椎は、テーブル表面に隣接して、B₁磁場の最も均一な部分の下にある。上で議論されたセグメントのシートは、均一領域を脊椎まで降ろすために、被検者の下に、例えばテーブル面中に、配置される。

図5を参照して、直角位相全身コイルは、一組の90°ずれた位置において、RF送信機に一般的に接続される。直角位相全身コイルに対するこの非対称の結合は、B₁非対称性を引き起こす傾向がある。直角位相全身コイルの90°オフセット駆動ポートの両方がコイルの一つの側に配置される場合、B₁磁場は、左/右の非対称性を持つ。図5に図示される胸部コイルは、胸部受容開口72を定める誘電体患者支持体70を含む。これらの開口は、一組の局部受信コイルループ74によって囲まれている。追加の局部受信コイル素子76が、各々の胸部の両側に配置される。オプションとして、追加の局部受信コイル素子78が、胸部の下に配置される。セグメント化されたB₀シム80が、胴の側面に沿って、誘電支持体70中に配置される。受動シム80は主としてB₀シミングのためにあるが、それらはさらに、センチネルリンパ節の改善された可視化のために特に脇の下へと磁場均一性を拡張するように、受動B₁シミングを提供することができる。

受動シム構成82は、撮像される胸部領域中のB₁磁場のバランスをとるために、B₁磁場のより弱い側の方へ配置される。受動シム82は、撮像される胸部領域に位置を合わせるようにB₁磁場の均一な中心を低くするためのベース部分84を含む。ベース領域は、オプションとして、両方の胸部の下に広がる。追加の一般に垂直な受動シム部分86は、B₁磁場の均一な中心を片側に、図5の方向では左に、引っ張る。今回も、受動シム82は、受動B₁磁場シミング及びB₀磁場シミングの両方を提供するように構成される。導電性かつ反磁性、常磁性若しくは強磁性又はそれらの組み合わせのピースの配置及び厚さ又は質量は、解剖学的構造のこの領域によって引き起こされる名目上のB₀磁場歪に従って選択される。

脳撮像において、四重B₁アーチファクトが前後面に沿って並ぶ傾向ある。このアーチファクトを補正するために、シムは、左右感度シールドを増加させるようにその軸に沿って又はヘッドセット中に配置される。

図4に示される受動シムセグメント64はさらに、解剖学的に誘起されたB₀磁場不均一性を補正するように設計されることができ、局部的な関心領域における主磁石均一性を改良する。そのような局部的なB₀均一性向上は、脂肪抑制法が用いられる場合に特に重要である。

撮像されるべき領域が偏っている場合、被検者は、検査領域の中央に関心領域を配置するために中心を外れてしばしば配置される。これらの領域のための局部コイルは、B₀シムデザインのための基準として、名目上の被検者のオフセットB₀歪みを用いる。B₀シム材料が関心領域のより近くに配置されることができるほど、必要とされる質量はより小さい。鉄及び他の鉄を含む材料は、短い距離で最も有効である。

本発明は、好ましい実施の形態を参照して説明された。上記の詳細な説明を読んで理解することで、修正及び変更を思いつくことができる。本発明は、添付の特許請求の範囲又はその均等の範囲内である限り、全てのそのような修正及び変更を含むものとして解釈されることが意図される。請求の範囲において、括弧間に配置される任意の参照符号は請求の範囲を制限するものとして解釈されない。「有する」「含む」などの用語は、請求の範囲に挙げられたもの以外の要素又はステップの存在を除外しない。単数形で表現された要素は、そのような要素が複数存在することを除外しない。開示された方法は、いくつかの別個の素子から成るハードウェアによって、そして適切にプログラムされたコンピュータによって、実現されることができる。いくつかの手段を列挙しているシステムの請求項において、これらの手段のいくつかは、計算機可読のソフトウェア又はハードウェアの全く同一のアイテムによって実施されることができる。特定の手段が相互に異なる従属請求項中に記載されているからといって、利益を得るためにこれらの手段の組み合わせが用いられることができないことは意味しない。

Claims (13)

1. 磁気共鳴システムのための局部コイルであって、
   誘電体成形具、
   前記成形具によって支持される一つ以上の受信コイル、及び
   前記成形具により支持される前記受信コイル近傍のB₀及びB₁磁場を均一にするための受動B₀及びB₁磁場シム、
   を有する局部コイル。
2. 前記受動B₀及びB₁磁場シムが、導電性かつ反磁性、常磁性又は強磁性である材料の複数のピースを含む、請求項１に記載の局部コイル。
3. 前記ピースが、容量結合されたタイルを含む、請求項２に記載の局部コイル。
4. 前記ピースが、プレートリット及び粉末のうちの一つを含む、請求項２又は請求項３に記載の局部コイル。
5. 前記受動B₀及びB₁シムが、心臓の両側で名目上の被検者の肺にオーバーレイするように構成されて心臓の上部を横切る概してU字型のパターンで配置される、請求項２に記載の局部コイル。
6. 前記受動シムが、B₀及びB₁磁場の少なくとも一方の左/右非対称性を補正するために、横断方向に非対称に構成される、請求項１又は請求項２に記載のコイル。
7. 前記受動シムが局部領域におけるB₁及びB₀磁場を受動的に遮蔽及び増強する、請求項１に記載のコイル。
8. 検査領域にB₀磁場を生成するための主磁石、
   前記検査領域に傾斜磁場を生成するための傾斜磁場コイル、
   前記検査領域にB₁磁場パルスを生成するための直角位相全身コイル、及び
   前記検査領域に配置される請求項１に記載の局部コイル、
   を有する磁気共鳴撮像システム。
9. 検査領域にB₀磁場を生成し、前記検査領域に傾斜磁場を適用し、前記検査領域にB₁磁場パルスを適用し、請求項１に記載の局部コイルによって前記検査領域から磁気共鳴信号を受信し、受信された磁気共鳴信号を画像表現に再構成する、磁気共鳴方法。
10. 成形具に局部受信コイルを取り付け、前記成形具に受動B₀磁場及びB₁磁場シムを取り付ける、磁気共鳴撮像に用いるための局部RFコイルの作成方法。
11. 前記B₀及びB₁磁場シムが、容量結合された導電性、反磁性、常磁性又は強磁性材料の複数のタイルを含む、請求項１０に記載の方法。
12. 前記局部コイルの選択された領域において、B₁シミングを増加させるために前記タイルの表面積を増加させ、B₁磁場シミングを低減するために表面積を減少させる、請求項１１に記載の方法。
13. シミング材料の粉末、プレートリット、ファイバ及びビーズのうちの少なくとも一つを、前記成形具を形成するための樹脂に混合し、前記シミング材料の分布が、名目上の被検者のB₀及びB₁磁場を均一にするように選択される、請求項１０に記載の方法。

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