JP2013545573A - パッシブ型のｂ１場のシミング - Google Patents

Abstract

コイル素子１８は検査領域１４にＢ_１励起場を生じさせ、このＢ_１励起場は患者配置により歪む（例えば波長効果）。パッシブ型シミング素子２２、２４は、Ｂ_１場の一様性を改善するために、コイル素子と被験者との間に置かれる。ある実施例において、パッシブ型シミング素子は、前記被験者より下に置かれる１つ以上の誘電体ロッドを含み、これらロッドは実質的なＭＲプロトン信号を生成せず、少なくとも１００及び好ましくは５００より高い誘電率を持つ。他の実施例において、各々のコイル素子に隣接する管２４は、誘電性流体を供給し、前記コイル素子と被験者との間にある誘電性流体の厚さは、このコイル素子により生じるＢ_１場の位相を調節する。改善したＲＦ場の均一性の結果を生じるために、アクティブ型Ｂ_１シミングがパッシブ型シミング素子２２、２４と組み合わされてもよい。

Description

本発明は、磁気共鳴技術に関する。無線周波数（ＲＦ）コイル及びこれらコイルから生じる磁場の補正に関連することに特に応用される。しかしながら、本発明は、磁気共鳴撮像、分光法及び他の核磁気共鳴技術にも応用される。

検査すべき患者による配置がＢ_１励起場を歪ませる。この歪みは被験者の大きさ及び形状、並びに動作無線周波数によって変化する。この歪みは特に３テスラーより上で敏感となり、これは水素に対し約１２８ＭＨｚの動作無線周波数を持つ。Ｂ_１の一様性が失われることは、結果生じる画像又は他の磁気共鳴の結果にアーチファクトを生じさせる。

本出願は、上記問題及びその他を克服する新しい及び改善したシステム並びに方法を提供する。

ある態様に従って、磁気共鳴システムが与えられる。無線周波数コイル素子は、検査領域内にＢ_１励起場を生じさせるために、この検査領域に隣接して配される。少なくとも１つのシミング（磁場均一度調整）装置は、検査領域において前記ＲＦコイル素子と被験者との間に配され、生じたＢ_１励起場における一様性を改善する。パッシブ型シミング装置は、事前に決められた位置、寸法及び誘電体の誘電率を持つ。この状況において、検査領域はＲＦコイル内の全空間を含んでいることに注意されたい。例えば全身ＲＦコイルのような幾つかの場合において、この状況において、検査領域は通常の撮像する体積よりも大きい。

他の態様に従って、Ｂ_１励起場を受動的(passively)にシミングするための方法が与えられる。少なくとも１つのパッシブ型シミング装置は、ＲＦコイルのコイル素子の内側に定められる検査領域内に配される。このパッシブ型シミング素子は、前記Ｂ_１励起場における一様性を改善する。少なくとも１つのパッシブ型シミング素子は、事前に決められた位置、寸法及び誘電体の誘電率を持つ。

ある利点は、Ｂ_１励起の一様性が改善されることである。

他の利点は、高い磁場強度でのＭＲ撮像するためのワークフローが改善されることである。

他の利点は、信号対ノイズ比が改善されることである。

以下の詳細な説明を読み、理解すると、当業者は本発明のさらに他の利点を分かるだろう。

本発明は、様々な構成要素及び構成要素の配列並びに様々なステップ及びステップの配列の形式をとることがある。図面は、好ましい実施例を説明することだけを目的とし、本発明を限定するとは考えるべきではない。

パッシブ型シミング装置を含む磁気共鳴システムの概略図。 磁気共鳴システム及びパッシブ型シミング装置のもう１つの概略図。 誘電性パッシブ型シミングロッドを用いた及び用いていないクアドラチャバードケージ型全身コイルにある女性の身体形状のファントムを説明する。 ２つの独立した送信／受信チャンネルを備えるクアドラチャバードケージ型全身コイルを使用したシミングの組み合わせのＢ_１分布を説明する。 ２つの独立した送信／受信チャンネルを備えるクアドラチャバードケージ型全身コイルを使用したシミングの組み合わせのＢ_１分布を説明する。 ２つの独立した送信／受信チャンネルを備えるクアドラチャバードケージ型全身コイルを使用したシミングの組み合わせのＢ_１分布を説明する。 ２つの独立した送信／受信チャンネルを備えるクアドラチャバードケージ型全身コイルを使用したシミングの組み合わせのＢ_１分布を説明する。 ２つの独立した送信／受信チャンネルを備えるクアドラチャバードケージ型全身コイルを使用したファントムより下に配される２つのシミングロッドの対称配置を説明する。 ２つの独立した送信／受信チャンネルを備えるクアドラチャバードケージ型全身コイルを使用した結果生じるＢ_１場の分布を説明する。 ２つの独立した送信／受信チャンネルを備えるクアドラチャバードケージ型全身コイルを使用したファントムより下に配される１つのパッシブ型シミングロッドを説明する。 ２つの独立した送信／受信チャンネルを備えるクアドラチャバードケージ型全身コイルを使用した対応するＢ_１分布を説明する。 ほっそりとした身体形状のファントムより下にあるパッシブ型シミングロッドの対称配置、並びにＲＦコイルを用いて誘電性ロッドは用いない直交駆動、誘電性ロッドを用いないＢ_１シミング、及び誘電性ロッドを用いたシミングの対応するＢ_１分布を説明する。 パッシブ型シミング素子が水風船並びにこの水風船を用いた及び用いない結果生じるＢ_１分布を含んでいる人間の頭部モデルのＲＦ頭部コイルを説明する。 パッシブ型シミング素子を使用する方法の説明図。

図１及び図２を参照すると、磁気共鳴（ＭＲ）撮像システム１０は、検査領域１４を通る少なくとも３テスラー及びそれ以上の空間的及び時間的に一様なＢ_０場を生じさせる主磁石１２を含む。この主磁石は、環状又はボア型の磁石等とすることができる。この主磁石に隣接して配される勾配磁場コイル１６は、磁気共鳴信号を空間的に符号化するため又は磁化をスポイルする場の勾配を生成する等のために、Ｂ_０磁場に対し選択した軸に沿った勾配磁場を生じさせる働きをする。勾配磁場コイル１６は、３つの直交方向、通常は縦又はｚ方向、横又はｘ方向及び垂直又はｙ方向に勾配磁場を生成するように構成されるコイルセグメントを含んでもよい。

無線周波数（ＲＦ）コイルの組立体、例えば全身用無線周波数コイルは、前記検査領域に隣接して配される。このＲＦコイルの組立体は、複数の個別のＲＦコイル素子１８を含んでもよいし、又はエンドリング(end ring)ＲＦコイル構造により相互接続される複数の素子１８を用いたバードケージ型コイルでもよい。説明する実施例において、８個のコイル素子１８が示されている。しかしながら、それよりも多くの又はそれよりも少ないコイル素子１８も考えられる。ＲＦコイルの組立体は、被験者の整列した双極子に磁気共鳴を励起させるためのＲＦパルスを生じさせる。幾つかの実施例において、ＲＦコイルの組立体１８は、撮像領域から発する磁気共鳴信号を検出する働きもする。他の実施例において、磁気共鳴信号のより感度の高い局所的空間符号化、励起及び受信のために、全身用ＲＦコイルに加えて又はそれに代わって局所又は表面ＲＦコイル（図示せず）が設けられる。個々のＲＦコイル１８は合わせて、単一のコイルとして、複数の独立したコイル素子として、例えば並列送信システムにおけるアレイ、すなわち組み合わせとして働くことができる。例えば、ＲＦコイル１８がバードケージコイルとして構成される場合、ＲＦシミングを目的として、２つのモードが独立して駆動する。

検査領域１４におけるＢ_１場、すなわち励起場の均一性を向上させるために、送信コイル１８の一様性分布｜Ｂ_１ ^＋｜は、シミング処理器２０により、例えば高周波数、すなわち静的な場の強さでのラーモア周波数、特に３テスラー又はそれ以上で患者の組織に起こる誘電共振を補償するために実際の撮像シーケンスより前の短時間の測定により決定される。撮像システム１０は、励起場の均一性を向上させるために、検査領域１４に配される１つ以上のパッシブ型シミング装置２２、２４を含む。

ある実施例において、これらパッシブ型シミング装置は、少なくとも１００の誘電体の誘電率（ε_ｒ）を持つ個体の誘電材料から構成される誘電性ロッド２２である。様々な長さ、形状及び誘電体の誘電率を持つ幾つかの誘電性ロッド２２がＢ_１励起場の均一性を最適化するのに利用可能である。形状は、円筒形、楕円形又は矩形等を含む。シミング処理器２０は、検査領域に配されるべき誘電性ロッドの数、長さ及び位置をＢ_１励起場の均一性を最適化する決定された一様性分布に基づいて決定する。撮像手順のワークフローを中断させないために、これらロッド２２は、検査領域１４において独立型の構造物として又は患者支持体１９の一部として被験者の下側に置かれる。これらロッドは、臨床医により手動で検査領域１４内に位置決められる、又はアクチュエータ２６、例えば非強磁性モータ等により自動的に検査領域１４内に位置決められることができる。このアクチュエータは、シミング処理器２０からこれらロッド２２の決定された位置を受信し、それに応じてｘ、ｙ及びｚの位置及び回転を調節する。アクチュエータ２６は、ユーザが介入することなく、ロッド２２を１つ以上取り除く又は追加のロッドを検査領域１４に挿入することができる。

他の実施例において、前記ロッドの形状、大きさ、配置及び誘電体の誘電率は、名目上の患者に対し決められ、これらロッドは固定して取り付けられる。他の実施例において、前記形状、大きさ、配置及び誘電体の誘電率は、例えば大柄若しくは肥満、標準若しくは平均、並びに小柄のような患者の複数のグループ又はクラスに対し計算される。

他の実施例において、パッシブ型シミング装置は、誘電性流体の管２４を含み、これら管の各々は、検査領域１４と個々のコイル１８との間において対応するコイル素子１８に隣接して配される。誘電性流体の実施例は、高濃度にドープされた水溶液、重水又は他の非プロトンＭＲ信号を生成する流体を含む。各々の管２４における誘電性流体の量は、Ｂ_１励起場の均一性を最適化するために、前記一様性分布に従って流体制御器により調節される。流体貯蔵庫３０は流体制御器２８に誘電性流体を供給し、この流体制御器２８は、撮像システム１０のガントリのハウジングを介して引かれる供給ライン２５を介して各々の管２４に誘電性流体を供給する。貯蔵庫３０は、複数のサブ貯蔵庫を含み、これらサブ貯蔵庫の各々は固有な誘電体の誘電率を持つ誘電性流体を含む。この配列において、流体制御器２８は、前記サブ貯蔵庫の１つ又はそれ以上から各々の管２４に誘電性流体を供給することができる。従って、各々の管の誘電体の誘電率は、前記流体の誘導体の誘電率と前記流体の量とを調節することにより調整されることができる。

前記管２４は、この管に隣接する対応するコイル素子１８の軸方向における長さと同じ又は異なる長さを持つことができる。ある実施例において、前記管２４は、この管の長さに沿って一様な断面を又は軸方向における一様な量を保証するために、蛇行構造体を含む。他の実施例において、各々の管は軸方向においてセグメント化されている。流体制御器２８は、軸方向における患者による非一様な誘電体装荷を成すように、各セグメントの量を調節することができる。例えば、頭部、胴体部及び脚部は、対応する解剖学的領域の大きさ、形状、内部構造及び密度が原因による可変の誘電体装荷を示す。他の実施例において、各々のセグメントは、これら各々のセグメントが軸方向において一様な断面及び量を持つことを保証するために蛇行構造体を含む。他の実施例において、前記管２４は、各々のコイル素子１８と撮像領域１４との間における液体の分布を制御するための膨張可能な空気袋又は他の構造体である又はそれらを含む。ある実施例において、コイル素子の撮像領域の方を向いている側の周りに一様な液体の厚みが形成される。例えば他の実施例において、放射状の分布が与えられることができる。

他の実施例において、撮像システム１０は、均一性を最適にするためにＢ_１励起場をシミングするための誘電性ロッド２２及び誘電性流体の管２４の両方を含む。一様性分布を解析した後、シミング処理器２０は、各々の誘電性ロッド２２の最適な大きさ、形状、誘電体の誘電率及び位置を決定し、このシミング処理器２０は、撮像する被験者に最適なＢ_１励起場を与える各々の管２４の最適な量及び誘電体の誘電率を決定する。例えば、前記ロッド２２の大きさ、形状、誘電体の誘電率及び位置が決定されることができ、管２４内の液体がＢ_１場を微調整するのに使用されることができる。

Ｂ_１励起場が撮像する被験者に対し一度最適化されると、この被験者の磁気共鳴データが取得される。被験者は検査領域１４の内側において、一様性分布が決定したときと同じ位置にとどまっている。走査制御器４０は、選択した磁気共鳴撮像又は分光シーケンスに適切であるように、勾配コイル１６に撮像領域を横断する選択した勾配磁場パルスを印加させる勾配制御器４２を制御する。走査制御器４０は、ＲＦコイルの組立体にＢ_１パルスの磁気共鳴励起及び操作を引き起こさせる少なくとも１つのＲＦ送信器４４も制御する。並列システムにおいて、ＲＦ送信器４４は、複数の送信器又は複数の送信チャンネルを備える単一の送信器を含み、各々の送信チャンネルは、前記組立体の少なくとも１つの対応するコイル素子１８に動作可能であるように接続される。バードケージ型ＲＦコイルの場合、前記送信器が２つの独立するチャンネルに前記バードケージの２つのモードを駆動させてもよい。走査制御器は、シミング処理器と協働して、前記送信器及び勾配制御器も制御して、Ｂ_１がシミングするシーケンス及びＢ_１がシミングされるシーケンスを生成する。

走査制御器は、そこから磁気共鳴信号を受信するために、ＲＦコイル１８に接続されるＲＦ受信器４６及び／又は検査領域１４の内側に置かれる専用の受信コイルも制御する。並列システムにおいて、ＲＦ受信器４６は、複数の受信器又は複数の受信チャンネルを備える単一の受信器を含み、各々の受信チャンネルは、前記組立体の少なくとも１つの対応するコイル素子１８に動作可能であるように接続される。受信器４６からの受信データは、一時的にデータバッファに記憶され、磁気共鳴データ処理器５０により処理される。この磁気共鳴データ処理器は、従来知られるように、画像再構成、磁気共鳴分光処理及びカテーテル又は介入器具の位置特定等を含む様々な機能を行うことができる。再構成した磁気共鳴画像、分光読取値、介入器具の位置情報及び他の処理されるＭＲデータは、ＧＵＩ(graphical user interface)５２上に表示される。このＧＵＩ５２は、前記走査制御器４０を制御して走査シーケンス及びプロトコル等を選択するために臨床医が使用することができるユーザ入力装置も含んでいる。

他の実施例において、撮像システム１０は、複数のＲＦ送信器４４を備える並列送信システムである。シミング処理器２０は、解析した一様性分布に基づいて、個々のＲＦ送信器４４により生成される各励起信号に対する固有の位相及び振幅成分を決定する。この配置において、Ｂ_１励起場は、個々のコイル素子１８により送られる前記生じたＢ_１励起場を変化させることにより最適化される。例えば、２つのチャンネルの並列送信システムにおいて、撮像システム１０は２つのＲＦ送信器４４を含み、これら送信器の各々は、コイル素子１８の１つ以上の供給地点に動作可能であるように接続される又はバードケージ型ＲＦコイルの２つのモードを駆動させるために接続される。シミング処理器は、２つのチャンネルから生じる複合Ｂ_１励起場が均一性のために最適化されるように、各チャンネルに対しＢ_１励起信号の位相及び振幅の変化を決定する。前記シミング処理器は、各々の管２４にある流体の量を制御して、同じ送信器と関連付けられるコイルセグメントにより生じるＲＦ場の相対位相を調節する。

他の実施例において、撮像システム１０は、均一性を最適にするためにＢ_１励起場をシミングするための誘電性ロッド２２、誘電性流体の管２４及び複数のＲＦ送信器４４を備える並列送信システムを含む。一様性分布を解析した後、シミング処理器２０は、各々の誘電性ロッド２２の最適な大きさ、形状、誘電体の誘電率及び位置、各々の管２４に対する誘電性流体の最適な量の分布及び誘電体の誘電率、並びにＲＦ送信器４４の各々により生成される各励起信号に対する固有の位相及び振幅成分を決定する。結果として、全Ｂ_１場の均一性は、撮像する被験者に対し、より高い場の強度において大幅に改善される。

図３及び図４を参照すると、Ｂ_１励起場の均一性の改善は、３テスラーの撮像システム１０に対する時間領域差分(FDTD: Finite-difference time-domain)モデルで説明される。この実施例におけるＲＦ組立体は、女性の体形のファントムが詰め込まれたバードケージ型クアドラチャ身体コイル（ＱＢＣ）である。このＱＢＣは、２つの独立する送信／受信（Ｔ／Ｒ）チャンネルを用いて駆動する。図４を参照すると分かるように、前記ファントムの中心の横方向スライスに及ぶ｜Ｂ_１ ^＋｜は、かなり非一様である。（腕部及び胸部の両方を除いた）胴体領域のみに及ぶ｜Ｂ_１ ^＋｜のシミングを考慮すると、（ａ）は、従来の直交給電(quadrature feed)の場合において、胴体領域の（平均場（単位無）で分割される）｜Ｂ_１ ^＋｜の標準偏差が０．３３であることを示す。２つのチャンネル送信を使用するとき、（ｂ）に示されるように、｜Ｂ_１ ^＋｜の標準偏差は０．２３に減少、すなわち３０％の改善である。（ｂ）に見られるように、シミングした｜Ｂ_１ ^＋｜は完全に一様ではなく、右上領域の｜Ｂ_１ ^＋｜は高く、左下領域の｜Ｂ_１ ^＋｜は低い。最大の｜Ｂ_１ ^＋｜割る最小の｜Ｂ_１ ^＋｜の比は、従来の直交給電（ａ）の７と比較するとき３．６である。

図４を引き続き参照すると、｜Ｂ_１ ⁻｜の比一様性をさらに改善するために、２つの誘電性ロッドが（図３に示されるように）前記ファントムの左下及び右下領域に、このファントムに隣接して挿入される。これらロッドの直径は４ｃｍであり、６５ｃｍの長さ及び誘電率ε_ｒ＝１０００を持つ。これらロッドは、３１ｃｍ離されている。（ｃ）に見られるように、２つのロッドの断面が前記身体のファントムの断面に比べかなり小さくても、｜Ｂ_１ ^＋｜場の分布は、｜Ｂ_１ ^＋｜をシミングする領域にわたり再分布される。（ｄ）に示されるように誘電率ε_ｒが１００まで減少すると、０．１９の偏差を持つ上手くシミングした｜Ｂ_１ ^＋｜が達成され、これはシミングされない直交給電の場合の０．３３の結果よりも４２％も良好である、つまりその結果は、ＲＦのシミングだけが使用されるとき、（ｂ）の偏差０．２３よりも良好である。最大の｜Ｂ_１ ^＋｜割る最小の｜Ｂ_１ ^＋｜の比は０．３３であり、これはロッドを用いない（ｂ）における最適な２チャンネルのシミングする場合の結果３．６よりも良好である。

図５Ａ及び５Ｂを参照すると、別のシナリオにおいて、２つの同じ大きさのロッドがファントムから離れて置かれ、これが患者のテーブル１９の内部に置かれているロッド２２を形成する。これら２つのロッドからＱＢＣのアイソセンターまでの距離は１５．５ｃｍであり、この場合、両方のロッド２２の誘電率は、ε_ｒ＝１０００であり、これら２つのロッド２２は３１ｃｍ離して置かれている。図５Ｂにおけるシミングした｜Ｂ_１ ^＋｜から分かるように、規定したシミング領域｜Ｂ_１ ^＋｜にわたり、標準偏差は、０．１６まで減少し、これは図４の（ａ）おけるシミングされない直交駆動の場合の結果０．３３よりも５２％少なく、誘電性ロッドを用いない図４の（ｂ）におけるシミングした直交駆動の場合の結果０．２３よりも３０％少ない。最大の｜Ｂ_１ ^＋｜割る最小の｜Ｂ_１ ^＋｜の比は、誘電性ロッドを使用しない前記シミングした場合の３．６に比べ、２．２である。

図５Ｃ及び５Ｄを参照すると、局所受信コイルが使用されるとき、１つの誘電性ロッドは、送信｜Ｂ_１ ^＋｜場だけを改善するのに使用されることができる。図５Ｃ及び５Ｄに示されるように、誘電性ロッド（ε_ｒ＝１０００）がファントムの左側に位置決められている前記シミングした｜Ｂ_１ ^＋｜の場合、｜Ｂ_１ ^＋｜の分布は図５Ａ及び５Ｂにおける２つのロッドの場合の分布と略同じである。前記ＦＤＴＤモデルから、左側の誘電性ロッド（図５Ｃ）は、ＲＦ場の送信中、右側の誘電性ロッドよりもより大きな｜Ｂ_１ ^＋｜のシミングの影響を持つ。他方、右側の誘電性ロッドは、ＭＲ信号を受信中、｜Ｂ_１ ⁻｜のシミングの影響をより大きく受ける。

ＦＤＴＤモデルを使用する上記計算において、０．６０のアスペクト比（胴体の中心の横方向スライスにおける左右の幅割る前後方向の幅）を持つ"身体形状の"女性のファントム身体モデルを使用する。同じ計算は、（女性のモデルから胸部を取り除き、前記アスペクト比を減らすことにより変更される）同様のアスペクト比０．４６を用いて"身体形状の"男性のファントム身体モデルにも繰り返される。図６は、腕部を除く前記中心の横方向スライス（シミング領域）にわたる｜Ｂ_１ ^＋｜場を示す。見られるように、誘電性ロッド（ε_ｒ＝１０００）を追加すると、｜Ｂ_１ ^＋｜の一様性は、誘電性ロッドを用いないシミングの場合よりもさらに改善される。

１つ以上の誘電性ロッド２２を用いて｜Ｂ_１ ^＋｜の一様性をさらに最適化するために、これらロッドの直径、大きさ、最適な誘電率ε_ｒ及び位置は、ＦＤＴＤモデリング又はシミング処理器２０を用いた他の数値計算を介して決められることができる。誘電性ロッドは、可動式である、例えば患者がアクセス可能なボアのエリア内で使用されるか、又は患者のテーブルの下の固定の位置（すなわち患者がアクセスできないボアのエリア）に置かれるかの何れか一方である。誘電性ロッドは、プロトンＭＲ信号を持たない材料（プロトン信号を緩和するための高濃度にドープされた水溶液又は実質的に電気導電性を持たないセラミック）から作られることができる。これら材料はかなり小さく、ＱＢＣ空間に挿入されることができる。

図７を参照すると、７テスラーの頭部Ｔ／Ｒコイルのモデルは、直交Ｔ／Ｒスイッチを備える単一の送信チャンネルを用いて直交駆動している。４ｃｍ×２．５ｃｍ×１６．５ｃｍの寸法を持つ１つの矩形の水風船が２つのコイル巻線と人間の頭部モデルとの間に置かれている。前記中心の横方向スライスにおいて計算された｜Ｂ_１ ^＋｜場も示される（｜Ｂ_１ ^＋｜は前記中心にある場に正規化される）。示されるように、従来の直交駆動の場合の｜Ｂ_１ ^＋｜の標準偏差（平均値（無単位）で分割される）は０．２３２である。水風船を１つ加えると、その値は、０．２２５に減少し、｜Ｂ_１ ^＋｜場の非一様性が３％減少する。その他の場合、水風船が２つ以上使用されるとき、これらの水風船の大きさ及び位置は最適化されることができる。個々の水風船に対する伝導率（塩濃度）も最適化され、｜Ｂ_１ ^＋｜の一様性のさらに大きな改善が期待される。

図８を参照すると、Ｂ_１励起場をシミングするための方法が示されている。被験者が検査領域内に位置決められた後、Ｂ_１場が生じ、この場の一様性がシミング処理器２０により解析される（Ｓ１００）。解析した一様性の分布｜Ｂ_１ ^＋｜に基づいて、前記シミング処理器２０は、検査領域１４内に配されるべき誘電性ロッド２２の位置、寸法及び誘電体の誘電率ε_ｒを決定し（Ｓ１０２）、各々の管２４に供給される誘電性流体の量及び／又はε_ｒを決定し（Ｓ１０４）並びに各々の独立した送信チャンネルＴ_ｘの励起信号を決定する（Ｓ１０６）。アクチュエータ２６は、それに応じて誘電性ロッド２２を選択及び位置決める（Ｓ１０８）。流体制御器２８は、それに応じて誘電性流体の量及びε_ｒを調節する。任意に、ステップＳ１００−Ｓ１１０は、Ｂ_１の一様性を最適化するために反復的に繰り返されることができる。パッシブ型シミング装置２２、２４が解析した一様性分布に従って一度調整されると、ＲＦ送信器４４は、各々の送信チャンネルと関連付けられるコイル素子１８に、シミングされたＢ_１励起場をステップＳ１０６で決定した励起信号に従って検査領域１４に印加させる（Ｓ１１２）。誘発されるＭＲ信号は、検査領域１４においてコイル素子１８又は専用の受信コイルを介してＲＦ受信器４８により受信され（Ｓ１１４）、データ処理器５０により被験者の画像表現に再構成される（Ｓ１１６）。この画像表現は、ＧＵＩ５２に表示される。

本発明は、好ましい実施例を参照して開示されている。上述した詳細な説明を読み、理解すると、他の者が修正及び変更案を思い付くことがある。本発明は、上記修正及び変更案が添付の特許請求の範囲内又はそれに同等なものの範囲内にある限り、これら修正及び補正案の全てを含んでいると考えると意図される。

Claims (20)

1. 生成した励起信号に従って検査領域にＢ_１励起場を生じさせる前記検査領域に隣接する無線周波数（ＲＦ）コイル素子、及び
   前記生じたＢ_１励起場の一様性を改善する、少なくとも１つの前記ＲＦコイルと被験者との間にある前記検査領域に配される少なくとも１つのパッシブ型シミング装置であり、事前に決められた位置、寸法及び誘電体の誘電率を持つ少なくとも１つのパッシブ型シミング装置
   を有する磁気共鳴システム。
2. 前記生じた励起場のＢ_１分布を解析し、前記励起場のＢ_１の均一性を最適化するために、前記Ｂ_１分布の一様性を改善する前記少なくとも１つのパッシブ型シミング装置の位置、寸法及び誘電体の誘電率の少なくとも１つを決定するシミング処理器をさらに含む、請求項１に記載の磁気共鳴システム。
3. 前記少なくとも１つのパッシブ型シミング装置は、個体の誘電性材料から構成されるロッドである、請求項１又は２に記載の磁気共鳴システム。
4. 前記検査領域の一様性分布に従って、前記検査領域に前記誘電性ロッドを位置決めるアクチュエータをさらに含む、請求項３に記載の磁気共鳴システム。
5. 前記少なくとも１つの誘電性ロッドは、被験者の下側に置かれている請求項３又は４に記載の磁気共鳴システム。
6. 前記誘電性ロッドの誘電体の誘電率は少なくとも１００、好ましくは５００より上である請求項３乃至５の何れか一項に記載の磁気共鳴システム。
7. 前記コイル素子の各々に隣接して置かれる可変量の誘電性流体を持つ管又は貯蔵庫をさらに含む、請求項３乃至６の何れか一項に記載の磁気共鳴システム。
8. 前記少なくとも１つのパッシブ型シミング装置は、前記ＲＦコイル素子に隣接して置かれるある量の誘電性流体を持つ１つ以上の管を含む、請求項１乃至６の何れか一項に記載の磁気共鳴システム。
9. 前記管の各々に前記誘電性流体を供給する貯蔵庫、並びに
   前記管の各々にある前記誘電性流体の量、及び前記管の各々に供給される前記誘電性流体の誘電体の誘電率の少なくとも一方を前記解析した一様性分布に従って制御する流体制御器、
   をさらに有する、請求項７又は８に記載の磁気共鳴システム。
10. 各々のＲＦ送信器が前記ＲＦコイル素子を介して送信するための励起信号を生成し、受動的にシミングされた励起場を生じさせる２つ以上のＲＦ送信器をさらに含む請求項１乃至９の何れか一項に記載の磁気共鳴システム。
11. ＲＦコイル素子はバードケージ型ＲＦコイルを形成し、並びに前記２つ以上のＲＦ送信器は各々、前記バードケージ型ＲＦコイルを介して送信するための励起信号を生成し、受動的及び能動的にシミングされた励起場を生じさせる、請求項１乃至１０の何れか一項に記載の磁気共鳴システム。
12. 前記シミング処理器は、固有の励起信号を生成するために前記ＲＦ送信器の各々を前記解析した一様性分布に従って制御し、前記受動的にシミングされた励起場の均一性を改善する、請求項１０又は１１に記載の磁気共鳴システム。
13. 前記検査領域に少なくとも３テスラーの静磁場を生じさせる主磁石、及び
    前記励起信号から生じる検査領域から誘発されるＭＲ信号を受信する少なくとも１つのＲＦ受信器
    をさらに含む、請求項１乃至１２の何れか一項に記載の磁気共鳴システム。
14. Ｂ_１励起場を受動的にシミングするための方法において、
    ＲＦコイルにより生じる前記Ｂ_１励起場における一様性を改善するために、前記ＲＦコイルのコイル素子の内側に規定される検査領域に少なくとも１つのパッシブ型シミング装置を配するステップであり、前記少なくとも１つのパッシブ型シミング装置は事前に決められた位置及び誘電体の誘電率を持っているステップ、を有する方法。
15. 前記生じた励起場のＢ_１分布を解析するステップ、並びに
    前記生じた励起場のＢ_１の一様性を改善する前記少なくとも１つのパッシブ型シミング装置の位置、寸法及び誘電体の誘電率の少なくとも１つを決定するステップ
    をさらに有する請求項１４に記載の方法。
16. 前記少なくとも１つのパッシブ型シミング装置は、実質的なＭＲプロトン信号を持たない及び１００よりも高い、好ましくは５００よりも高い誘電率を持つ個体の誘電性材料から構成される少なくとも１つのロッドを含む、請求項１４又は１５に記載の方法。
17. 前記少なくとも１つのパッシブ型シミング装置は、前記少なくとも１つのＲＦコイルの素子に隣接して置かれるある量の誘電性流体を各々が備える管を含んでいる請求項１４乃至１６の何れか一項に記載の方法。
18. 制御器を用いて、各々の管にある誘電性流体の量及び少なくとも１つのロッドの位置の少なくとも一方を制御するステップ、
    をさらに含む、請求項１６又は１７に記載の方法。
19. 検査すべき患者の大きさに従って、異なる大きさ及び／又は誘電率の複数のロッドの１つを選択するステップ、並びに
    前記検査領域に前記選択したロッドを位置決めるステップ
    をさらに有する請求項１６に記載の方法。
20. 検査すべき被験者を収容するための検査領域、
    生成した励起信号に従って前記検査領域に励起場を生じさせる、前記検査領域に隣接する複数の無線周波数（ＲＦ）コイル素子、
    各々のＲＦ送信器が前記複数のＲＦコイルの少なくとも１つを介して送信するための励起信号を生成し、Ｂ_１励起場を生じさせる２つ以上のＲＦ送信器、
    前記生成したＢ_１励起場を受動的にシミングするために、前記検査領域において前記被験者より下の事前に決められた位置に置かれる、プロトン信号を持たない及び１００よりも大きな誘電率を持つ個体の誘電性材料から構成されるロッド、並びに
    前記生成したＢ_１励起場を受動的にシミングするために、前記複数のＲＦコイル素子に隣接して置かれる可変量の誘電性流体を受け取るように構成される複数の管
    の少なくとも１つを含んでいるパッシブ型シミング装置、並びに
    前記検査領域におけるＢ_１励起場の一様性を解析し、その解析から
    （ａ）前記ロッドの位置、寸法及び／又は誘電体の誘電率
    （ｂ）各々の管にある誘電性流体の量及び／又は各々の管に供給される前記誘電性流体の誘電体の誘電率、
    （ｃ）前記２つ以上のＲＦ送信器の振幅及び／又は位相の設定
    の少なくとも１つを決定するシミング処理器
    を有する磁気共鳴システム。

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