JP2018534112A - 次世代の磁気共鳴コイルのための統合されたコイル（ｕｎｉｃ）システム及び方法 - Google Patents

Abstract

磁気共鳴映像法のための統合されたコイルアセンブリが開示されている。コイルアセンブリは、ＲＦコイル要素と、シムコイル要素を有するシムコイルアレイとを含んでいる。シムコイル要素は、ＲＦコイル要素から物理的に分離されているかまたは部分的に分離されている。シムコイル要素は、ＤＣ電流が局所的なＢ０磁場を生成することを可能にするように、ＤＣ電源接続部を有するＤＣ電流ループを含んでいる。統合されたコイルアレイアセンブリは、送信または受信の少なくとも一方のためのＲＦモードと、Ｂ０シミングのための局所的なＢ０磁場を生成するための直流モードとを同時に提供するように構成されている。ＲＦコイル要素に対してより多数のシムコイルにより、優れたシミング性能が提供される。シムコイル要素とＲＦコイル要素との間の相互インダクタンスは、これら２つの間のＲＦ相互作用を最小にするために、提案されている幾何学的減結合方法によって最小にされている。

Description

優先権
本出願は、２０１５年１１月６日に出願された米国仮出願第６２／２５２，０３１号からの優先権を主張する。この出願の内容は参照により本明細書に組み入れられる。

本開示は、磁気共鳴映像法のためのシステム及び方法に関する。より詳細には、本開示は、分離したまたは部分的に導体が共有されたＲＦコイルアレイ及びシムコイルアレイからなる、統合されたコイル（ＵＮＩＣ）システムに関する。

背景
過去数十年の間、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）スキャナ技術の主な発展は、１０年前は一般的に１．５テスラであり、現在は３テスラであり、そして将来的にはおそらく７テスラである、より高い静磁場（Ｂ０）強度に対するますます増大する要求によって駆り立てられてきた。理解されるように、ＭＲＩは、そのような強力な磁石を使用して、スキャンの関心エリアにわたって磁場を生成する。ＭＲＩスキャナは、関心エリア内に無線周波数（ＲＦ）波を生成する無線周波数（ＲＦ）コイルまたはコイルアレイを使用する。送信ＲＦコイルは、ＲＦ磁場を生成するために使用され、受信ＲＦコイルは、組織の組成を示す、関心エリアからのＲＦ信号を受信するために使用される。静磁場（Ｂ０）の不均一性は、常に、磁場の強度の増大に伴う主要な課題の１つであった。別の主要な課題は、無線周波数（ＲＦ）磁場（Ｂ１）の不均一性である。多くのオフ共鳴撮像の問題は、基本的に、Ｂ０磁場の不均一性に原因があると考えられており、これは、残念ながら、Ｂ０磁場強度に比例する。たとえば、画像のアーチファクト及び信号の欠落は、特に３テスラ以上の磁場強度において、特に前前頭皮質及び側頭皮質における、脳全体の機能の撮像、及び、心臓のＳＳＦＰ撮像に支障をきたす。シミング磁場が、静磁場（Ｂ０）の均一性を調整し、ひいては、ＲＦ磁場（Ｂ１）の不均一性を改善するのに使用される。

現在のスキャナ設計におけるＲＦコイルは、関心エリアの近位に配置される。たとえば、静磁場を生成するための磁石は、患者の周りのチューブ内に配置され得、一方、ＲＦコイルは、チューブ内で、患者の胸のより近くに配置される。シミングコイルは、現在は、チューブ内に配置されているが、このコイルがＲＦコイルからかなり遠くに離されていることから、概して効率が悪い。

２０１２年から、「ｉＰＲＥＳ」コイルとして知られる新しいプラットフォームのＭＲコイル技術が、静磁場（Ｂ０）の不均一性の課題を解決するために提案されてきている。「ｉＰＲＥＳ」は、ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ，ｐａｒａｌｌｅｌ，ｒｅｃｅｐｔｉｏｎ，ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ，ａｎｄ ｓｈｉｍｍｉｎｇとして定義されている。ｉＰＲＥＳコイルシステムは、統合されたＲＦ及びＢ０シミングコイルアレイである。そのようなシステムは、Ｄｕｋｅ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｃｅｎｔｅｒの発明者Ｈｕｉ Ｈａｎ、Ｔｒｏｎｇ−Ｋｈａ Ｔｒｕｏｎｇ、及びＡｌｌｅｎ Ｓｏｎｇに対する、米国特許公開第２０１４／０００２０８４号（特許文献１）に記載されている。

ｉＰＲＥＳのコンセプトは、並行したＲＦ受信／送信とＢ０磁場のシミングのために、別々のコイルアレイではなく単一のコイルアレイを使用する。このことは、励起／受信のための無線周波数電流と、Ｂ０シミングのための直流とが、同じ物理的コイルループまたは導体内に独立して共存することを可能にする回路設計に依拠している。異なる周波数における電流または波が、それらの間に望ましくない干渉を伴わずに、同じ導体または媒体内で独立して共存できるという基本的な原理は、シンプルで、電気物理及び通信の分野では一般的である。

ｉＰＲＥＳシステムは現在、スキャナ内球面調和（ＳＨ）シムコイル、すなわちＲＦコイルアレイから離れて配置された別々のシムコイル／要素を使用する複数コイルシミング技術を含む、すべての他の既存のシミング技術に比べ、シミング技術を実施するのにおそらくもっとも効率的であり容易であると見なされている。同じＲＦ／ＤＣコイルループによって本来的に提供される局所的な複数コイルシミングの機能により、脳、心臓、及び筋骨格の撮像における空気／骨／組織の磁化率の差に起因する、多くのオフ共鳴撮像の問題に、前例のないレベルで対処することができる。このため、問題のある関心領域において画像の忠実度及び解像度をかなり増大させる。ｉＰＲＥＳ技術は、頭部コイル、心臓コイル、筋骨格コイル、胸部コイル、膝コイルなどからの、さまざまなコイルに適用され得る。そのような統合されたＲＦ／シムアレイは、ＭＲＩシステムのハードウェア構造の最小限の変形で現在の世代のＲＦコイルアレイに置き換わると思われる。

他の既存の技術を大きく上回っているが、特に、ほとんどの病院及び研究所に広まっている３Ｔの人体用ＭＲＩスキャナ及び１．５Ｔの人体用ＭＲＩスキャナ、ならびに、すべての動物用ＭＲＩスキャナに関して、ｉＰＲＥＳコイルに本来的に存在する２つの重大な制限が依然としてある。第１に、ＲＦ電流とＤＣ電流の両方が、同じ導体／ループ内を流れることから、ＤＣシムループのサイズ、形状、及び位置が、ＲＦループと同じものに制限されることである。第２に、ｉＰＲＥＳコイルに関するＤＣシムコイルループの数が、利用可能なＲＦ受信機の数、すなわち、最新技術の３Ｔの人体用スキャナでは３２個のＲＦ受信機（３２個のシムコイルを伴う）および多くの１．５Ｔ／３Ｔのスキャナでは１６個または８個のＲＦ受信機（１６個または８個のシムコイルを伴う）、ならびに、ほとんどの動物用スキャナでは１〜８個のＲＦ受信機（１〜８個のシムコイルを伴う）によって制限されることである。ｉＰＲＥＳコイルの別の問題は、ＤＣシムコイルループで生成される望ましくないＲＦ電流を抑制するために、複数の大型のＲＦチョークが必要なことである。

これらの制限は、シミングの効率をかなり抑制し、これにより、シムコイルの数の増大が妨げられる。シムコイルの数（すなわち、自由度）の増大は、シミングの効率を劇的に向上させ得る。同様に重要なことは、解剖学的構造内の不均一な場を相殺するための逆の高次のシム場を生成するために、シムコイルのサイズが、空気／骨／組織の磁化率の差に起因する高次の（２次を超える）場の不均一性を有するそれら解剖学的構造の寸法にマッチするものとされることである。さらに、大型のＲＦチョークの数の増大により、コイル構築の複雑さが増し、ＲＦ場とＲＦコイルの相互作用に起因して、ＲＦコイルの性能を低下させる。

このため、シミングの効率を向上させるために、ＲＦ受信チャンネル数よりも多くのシムコイルを許容する、磁気共鳴コイルシステムが必要とされている。シミングの効率を向上させるために、オーバーラップし、かつコイルの機械的支持構造の同じ表面または層を共有する、アレイ間の距離が最小である分離したＲＦアレイとシムループアレイとを許容するコイルシステムも必要とされている。従来のＲＦアレイもしくはコイル、またはｉＰＲＥＳコイル、またはｏＰＲＥＳアレイに比べ、ＭＲＩのＲＦコイルの径方向の直径の増大を必要としない、コイルシステムも必要とされている。シミングコイルに必要とされるＲＦチョークの数を最小にするコイルアセンブリも必要とされている。より重要には、シミングコイルとＲＦコイルアレイとの間の、これらの相互インダクタンスに起因する相互作用を最小にするコイルシステムが必要とされている。

米国特許公開第２０１４／０００２０８４号

概要
一実施例は、機械的コイル支持構造と、ユニット化されたコイルアレイシステムとを含む、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）システムである。統合されたコイルアレイシステムは、複数のコイル要素を有するＲＦコイルアレイを含んでいる。コイル要素の各々は、送信または受信の少なくとも一方のためのＲＦモードで作動する。分離したシムコイルアレイは、Ｂ０シミングのための局所的なＢ０磁場を生成するそれぞれのコイル要素内の直流（ＤＣ）電流を伴う直流（ＤＣ）モードで作動する複数のコイル要素を有する。２つの分離したＲＦコイルアレイとシムコイルアレイとは、幾何学的にオーバーラップするとともに、機械的コイル支持構造の同じ表面または層を共有する。２つの分離したＲＦコイルアレイとシムコイルアレイとは、２つのコイルシステム間のＲＦ相互作用を最小にするように、幾何学的減結合方法により、本来的に、互いからＲＦ減結合されている。ＭＲＩスキャナの磁石ボアは、ターゲット対象を保持する。機械的構造は、分離したＲＦコイルとシムアレイとを、ターゲット対象の周りに配置されるように支持する。ＤＣ電源は、シムコイルアレイのそれぞれのコイル要素にＤＣ電流を供給するために、シムコイルアレイと通じている。シムコイル回路は、Ｂ０シミングのための局所的なＢ０磁場を生成するためにそれぞれのコイル要素にＤＣ電流を供給するようにＤＣ電源を導くように構成されたシムコイルアレイと通じている。ＲＦ回路は、ＲＦ受信のため対象からＭＲ信号を受信するかまたはＲＦ送信のため対象にＲＦパルスを送信するように構成された分離したＲＦコイルアレイと通じている。

別の実施例は、機械的コイル支持構造と、ユニット化されたコイルアレイシステムとを含む、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）システムである。統合されたコイルアレイシステムは、複数のコイル要素を有するＲＦコイルアレイを含んでいる。コイル要素の各々は、送信または受信の少なくとも一方のためのＲＦモードで作動する。シムコイルアレイは、Ｂ０シミングのための局所的なＢ０磁場を生成するためのそれぞれのコイル要素内の直流（ＤＣ）電流を伴う直流（ＤＣ）モードで作動する複数のコイル要素を有する。ＲＦコイルアレイ及びシムコイルアレイは、少なくとも１つの物理的導体を共有し、また、幾何学的にオーバーラップするとともに、支持構造の同じ表面または層を共有する。２つの分離したＲＦコイルアレイとシムコイルアレイとは、２つのコイルシステム間のＲＦ相互作用を最小にするように、幾何学的減結合方法により、本来的に、互いからＲＦ減結合されている。ＭＲＩスキャナの磁石ボアは、ターゲット対象を保持する。機械的構造は、分離したＲＦコイルとシムアレイとを、ターゲット対象の周りに配置されるように支持する。ＤＣ電源は、シムコイルアレイのそれぞれのコイル要素にＤＣ電流を供給するために、シムコイルアレイと通じている。シムコイル回路は、Ｂ０シミングのための局所的Ｂ０磁場を生成するためにそれぞれのコイル要素にＤＣ電流を供給するようにＤＣ電源を導くように構成されたシムコイルアレイと通じている。ＲＦ回路は、ＲＦ受信のため対象からＭＲ信号を受信するかまたはＲＦ送信のため対象へＲＦパルスを送信するように構成された分離したＲＦコイルアレイと通じている。

別の実施例は、磁気共鳴（ＭＲ）システムのシミング方法である。複数のコイル要素を有する少なくとも１つのシムコイルアレイが提供される。コイル要素は、少なくとも１つのループを含む直流（ＤＣ）電流経路と関連づけられた回路を有する。少なくとも１つのＲＦコイルアレイは、ＲＦ送信モードまたはＲＦ受信モードの少なくとも一方で作動される。ＲＦコイルアレイは、少なくとも１つのシムコイルアレイから分離している。２つの分離したＲＦコイルアレイとシムコイルアレイとは、幾何学的にオーバーラップするとともに、機械的コイル支持構造の同じ表面または層を共有する。２つの分離したＲＦコイルアレイとシムコイルアレイとは、２つのコイルシステム間のＲＦ相互作用を最小にするように、幾何学的減結合方法により、本来的に、互いからＲＦ減結合されている。ＤＣ電流は、少なくとも１つのＲＦコイルアレイの送信モードまたは受信モードと並行して、少なくとも１つのシムコイルアレイのコイル要素のＤＣ電流経路を通して流される。局所的なＢ０磁場は、コイル要素のＤＣ電流経路を通るＤＣ電流の流れに応じて生成され、それにより、生成された局所的なＢ０磁場を使用して、ＭＲシステムの磁石の撮像空間をＢ０シミングする。

別の実施例は、磁気共鳴（ＭＲ）システムのシミング方法である。複数のコイル要素を有する少なくとも１つのシムコイルアレイが提供される。コイル要素は、少なくとも１つのループを含む直流（ＤＣ）電流経路と関連づけられた回路を有する。少なくとも１つのＲＦコイルアレイは、ＲＦ送信モードまたはＲＦ受信モードの少なくとも一方で作動され、ＲＦコイルアレイとシムコイルアレイとは、少なくとも１つの物理的導体を共有する。２つの分離したＲＦコイルアレイとシムコイルアレイとは、２つのコイルシステム間のＲＦ相互作用を最小にするように、幾何学的減結合方法により、本来的に、互いからＲＦ減結合されている。ＤＣ電流は、少なくとも１つのＲＦコイルアレイの送信モードまたは受信モードと並行して、少なくとも１つのシムコイルアレイのコイル要素のＤＣ電流経路を通して流される。局所的なＢ０磁場は、コイル要素のＤＣ電流経路を通るＤＣ電流の流れに応じて生成され、それにより、生成された局所的なＢ０磁場を使用して、ＭＲシステムの磁石の撮像空間をＢ０シミングする。

別の実施例は、機械的コイル支持構造と、ＲＦコイルと、各々がＲＦコイルから物理的に分離されている複数のコイル要素を有する少なくとも１つのシムコイルアレイと、を含む、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）システムのための統合されたコイルアレイアセンブリである。２つの分離したＲＦコイルアレイとシムコイルアレイとは、幾何学的にオーバーラップするとともに、機械的コイル支持構造の同じ表面または層を共有する。２つの分離したＲＦコイルアレイとシムコイルアレイとは、２つのコイルシステム間のＲＦ相互作用を最小にするように、幾何学的減結合方法により、本来的に、互いからＲＦ減結合されている。各コイル要素は、正の端子及び負の端子を有するＤＣ電源接続部を有するＤＣ電流ループを含んでいる。ＤＣ電流は、ＤＣ電流ループ内を流れるとともに循環して、局所的なＢ０磁場を生成する。統合されたコイルアレイアセンブリは、送信または受信の少なくとも一方のためのＲＦモードと、Ｂ０シミングのための局所的なＢ０磁場を生成するための直流モードとを同時に提供するように構成されている。

別の実施例は、ＲＦコイルと、複数のコイル要素を有する少なくとも１つのシムコイルアレイとを含む、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）システムのための統合されたコイルアレイアセンブリである。コイル要素の少なくとも１つは、ＲＦコイルと共有したセグメント、及び、ＲＦコイルと共有していないセグメントを有している。各コイル要素は、正の端子及び負の端子を有するＤＣ電源接続部を有するＤＣ電流ループを含んでいる。ＤＣ電流は、ＤＣ電流ループ内を流れるとともに循環して、局所的なＢ０磁場を生成する。統合されたコイルアレイアセンブリは、送信または受信の少なくとも一方のためのＲＦモードと、Ｂ０シミングのための局所的なＢ０磁場を生成するための直流モードとを同時に提供するように構成されている。２つの分離したＲＦコイルアレイとシムコイルアレイとは、２つのコイルシステム間のＲＦ相互作用を最小にするように、幾何学的減結合方法により、本来的に、互いからＲＦ減結合されている。

本発明の追加の態様は、図面を参照して行われる、様々な実施形態の詳細な説明を踏まえれば当業者には明らかとなるであろう。図面の簡単な説明は、以下に与えられる。

例示的実施形態を、参照する図面で説明する。本明細書に開示の実施形態及び図面は、限定的というよりはむしろ、例示的と考えられることが意図されている。

分離したＲＦコイルとシミングコイルアレイとを含む、コイルアセンブリの例示的要素設計の回路図である。 分離したＲＦコイルと６つのコイルを有するシミングコイルアレイとを含む、コイルアセンブリの例示的要素設計の回路図である。 図３Ａ〜３Ｂは、分離したＲＦコイルと２つのコイルを有するシミングコイルアレイとを含む、コイルアセンブリの例示的要素設計の回路図である。 図４Ａ〜４Ｃは、２つのコイルを有するシミングコイルアレイから分離した矩形ループのＲＦコイルを含む、コイルアセンブリの例示的要素設計の異なる代替形態の図である。 図５Ａ〜５Ｂは、各々が複数のループを含む２つのコイルを有するシミングコイルアレイから分離したＲＦコイルを含む、コイルアセンブリの例示的要素設計の異なる代替形態の図である。 図５Ａ〜５Ｂは、各々が複数のループを含む２つのコイルを有するシミングコイルアレイから分離したＲＦコイルを含む、コイルアセンブリの例示的要素設計の異なる代替形態の図である。 図５Ｃ〜５Ｄは、各々が複数のループを含み電圧源に接続された２つのコイルを有するシミングコイルアレイから分離したＲＦコイルを含む、コイルアセンブリの例示的要素設計の異なる代替形態の図である。 図５Ｃ〜５Ｄは、各々が複数のループを含み電圧源に接続された２つのコイルを有するシミングコイルアレイから分離したＲＦコイルを含む、コイルアセンブリの例示的要素設計の異なる代替形態の図である。 シミングコイルから分離したＲＦコイルを有するコイルアセンブリが組み込まれた、例示的な統合されたコイルアレイシステムの図である。 図７Ａは、図６に示す統合されたコイルアレイシステムのコイルアセンブリのクローズアップした図である。図７Ｂは、図６に示す統合されたコイルアレイシステムの、分離した２チャンネルシムアレイを２つ有するコイルアセンブリの使用の、クローズアップした図である。 共通の導体の一部を共有する、部分的に分離したＲＦコイルとシミングコイルアレイとを含む、コイルアセンブリの例示的要素設計の回路図である。 共通の導体の一部を共有する、部分的に分離したＲＦコイルと２つのコイルを有するシミングコイルアレイとを含む、コイルアセンブリの例示的要素設計の回路図である。 分離したまたは部分的に分離したＲＦアレイとシムコイルアレイとを含むコイルアセンブリを組み込んだＭＲＩシステムのブロック図である。 図１０のＭＲＩシステムで使用された、分離したＲＦコイルアレイとシムコイルアレイとを有する、統合されたコイルアレイのブロック図である。 図１０のＭＲＩシステムで使用された、共通の導体を共有する、ＲＦコイルアレイとシムコイルアレイとを有する、統合されたコイルアレイのブロック図である。 部分的にオーバーラップしているが分離したＲＦループとＤＣシムループとを有する、ユニット化されたコイルアレイの回路図である。 脳の撮像のための、例示的ＵＮＩＣアレイの回路図である。 図１３の回路を使用した、脳の撮像のためのＵＮＩＣ頭部コイルの図である。 シミングのシミュレーションの結果の画像である。

詳細な説明
図１は、磁気共鳴システムのための、ＲＦコイル１０２及びシムアレイ１０４を含むコイルアセンブリ１００のブロック図である。ＲＦコイル１０２は、従来のＲＦ専用ループコイルを示す、外側の円形形状のループである。以前のシステムでは、ループコイルは、定義上、受信専用ＲＦコイルとして、組織内もしくは組織ではない物質内のスピンからＭＲ無線周波数（ＲＦ）信号を受信するか、または送信専用ＲＦコイルとして、組織内もしくは組織ではない物質内のスピンを励起するようにＲＦパルスを送信するか、または送受信ＲＦコイルとして、両方の機能を実施する。コイル１０２は、コイル１０２の性能を安定させる、分布された複数のコンデンサ１１０、１１２、１１４、及び１１６を含んでいる。コンデンサ１１０、１１２、１１４、及び１１６などのコンデンサの数は、正の整数のｎである。この実施例では、ｎ＝４である。この実施例及び本明細書における他の実施例では、従来のＲＦ専用ループコイルは、同じ定義に従うことになる。ＲＦコイル１０２及びシムアレイ１０４は、コイル支持構造１０６に取り付けられている。コイル機械的支持構造１０６は、コイルのヘルメット、コイルのハウジング、または任意の他の機械的コイルアセンブリであり得る。

この実施例では、ＲＦコイル１０２のループの直径は、用途に応じて、２ｃｍ〜３０ｃｍであり得る。たとえば、心臓のコイルアレイは、胸の構造の頂部における、各々が１０〜２０ｃｍの直径の１６個のループと、胸の構造の底部における、各々が１０〜２０ｃｍの直径の１６個のループとを含み得る。頭部のコイルは、各々が５〜１２ｃｍの直径を有する、３２個のループを有し得る。当然、他のサイズのループ及び他のループ数が、異なるタイプのアレイに使用され得る。ＲＦ信号の通常の周波数は、１．５Ｔのスキャナに関しては６３．９ＭＨｚまたは６３．６ＭＨｚであり、３Ｔのスキャナに関しては１２８ＭＨｚまたは１２３．２ＭＨｚであり、７Ｔのスキャナに関しては２９８ＭＨｚであり得る。

シムアレイ１０４は、４つの相互接続された同一の正方形形状のシムコイル１２０、１２２、１２４、及び１２６を含んでおり、これらは、ＲＦコイル１０２に対して完全に分離したシムコイルアレイ１０４の実施例を示している。ＲＦコイル１０２と、シムコイル１２０、１２２、１２４、及び１２６との両方は、導電性材料である。図１のシムアレイ１０４は、シムコイル１２０、１２２、１２４、及び１２６の各々のＤＣ電流がコントローラ１３０によって独立して制御される、４チャンネルのシムコイルアレイである。この実施例では、コントローラ１３０は、ＤＣ電流供給を提供する電源増幅器を含む、４チャンネルのＤＣ電流源である。シムコイル１２０、１２２、１２４、及び１２６の各々は、ｎ個の分布されたＲＦチョークを有する正方形のループであり、ここで、ｎは、０または正の整数であり得る。この実施例では、コイル１２０、１２２、１２４、及び１２６のそれぞれの各正方形ループは、それぞれのＲＦチョーク１４０、１４２、１４４、及び１４６を有しており、これらＲＦチョークの各々はインダクタである。コンデンサに並列なインダクタ、またはインダクタ及び／もしくはコンデンサ及び／もしくはダイオードの任意の組合せなどの、他の形態の局所的ＲＦチョーク回路が使用され得る。ＲＦチョーク１４０、１４２、１４４、及び１４６は、ＲＦ電流を妨げるが、シムループ１２０、１２２、１２４、及び１２６内のＤＣ電流は許容する。

シムコイルアレイ１０４はこうして、各々がコントローラ１３０によって制御される、シムコイル１２０、１２２、１２４、及び１２６の各々のための４つのチャンネルを含んでいる。図１のチャンネルＣｈ１＋−、Ｃｈ２＋−、Ｃｈ３＋−、及びＣｈ４＋−は、コントローラ１３０の４チャンネルのＤＣ電流供給源のＤＣ電流給電端子１５０、１５２、１５４、及び１５６の正及び負の極性を示している。各シムコイル１２０、１２２、１２４、及び１２６のためのＤＣ電流は、ＤＣ給電ワイヤ１６０、１６２、１６４、及び１６６のそれぞれの対を介して、コントローラ１３０内の各チャンネル電流増幅器によって独立して制御される。電流は、組み合わせられたシム場のために、コントローラ１３０を介してシムコイル１２０、１２２、１２４、及び１２６のすべてに対して制御される。ＲＦチョーク１７０、１７２、１７４、１７６、１７８、１８０、１８２、及び１８４などの、１つまたは複数のＲＦチョークは、望ましくないＲＦ電流を除去するために、ＤＣ給電ワイヤ１６０、１６２、１６４、及び１６６に挿入される。ＲＦチョーク１７０、１７２、１７４、１７６、１７８、１８０、１８２、及び１８４は、この実施例ではインダクタであるが、ＲＦ電流を妨げるがＤＣ電流を許容するための他のタイプの局所的ＲＦチョーク回路であってもよい。ＤＣ給電ワイヤ１６０、１６２、１６４、及び１６６の各対は、望ましくない追加の局所的磁場の生成を避けるために、撚り合わせられる。

コイル１２０、１２２、１２４、及び１２６の４つの同一サイズの正方形のシムループは、ＤＣ遮断コンデンサ１８６、１８８、１９０、１９２、１９４、及び１９６の３つの対を通して接続されている。ＤＣ給電ワイヤ１６０の正の端子は、シムコイル１２０及び遮断コンデンサ１８６に結合されている。遮断コンデンサ１８６の他方側は、やはり、ＤＣ給電ワイヤ１６２の正の給電ワイヤ及びシムコイル１２２に接続されている。ＤＣ給電ワイヤ１６０の負の端子は、シムコイル１２０及び遮断コンデンサ１８８に結合されている。遮断コンデンサ１８８の他方側は、遮断コンデンサ１９０に接続されている。遮断コンデンサ１９０の他方側は、ＤＣ給電ワイヤ１６４の正の端子及びシムコイル１２４に接続されている。ＤＣ給電ワイヤ１６２の負の端子は、シムコイル１２２及び遮断コンデンサ１９２に接続されている。遮断コンデンサ１９２の他方側は、やはり、遮断コンデンサ１９４の一方側に接続されている。遮断コンデンサ１９４の他方側は、ＤＣ給電ワイヤ１６６の正の給電ワイヤ及びシムコイル１２６に接続されている。ＤＣ給電ワイヤ１６４の負の端子は、シムコイル１２４及び遮断コンデンサ１９６に接続されている。遮断コンデンサ１９６の他方側は、ＤＣ給電ワイヤ１６６の負の給電ワイヤ及びシムコイル１２６に接続されている。この実施例では、コンデンサ１８６、１８８、１９０、１９２、１９４、及び１９６は、０〜１０，０００ＰＦである。２つの遮断コンデンサ１８８及び１９０は、単一のコンデンサで置き換えられる場合があり、同様に、２つの遮断コンデンサ１９２及び１９４は、単一のコンデンサで置き換えられる場合があることを理解されたい。

図１に示すように、４つのシムコイル１２０、１２２、１２４、及び１２６は、対称的に配置されており、また、ＲＦコイル１０２のループによって誘導される望ましくないＲＦ電流がシミングコイル１２０、１２２、１２４、及び１２６上の矢印によって方向付けられた経路に沿って流れるような方法で、順次経路が定められている。したがって、望ましくないＲＦ電流によって生じる磁束は、２つの隣接するシムループの各対において逆の符号（図１のマーク＋−）を有しており、こうして、互いに相殺している。たとえば、ループ１２０及び１２４は正の磁束である一方、ループ１２２及び１２６は負の磁束である。シムコイルアレイ１０４とＲＦコイル１０２との間の相互インダクタンスはゼロであり、このため、シムコイルアレイ１０４は、本来的に、ＲＦコイル１０２から減結合されている。シムコイル１２０、１２２、１２４、及び１２６の幾何学的対称性により、ＲＦ専用ループによって誘導される望ましくないＲＦ電流の向きが、シムコイル１２０及び１２４では時計回りであり、シムコイル１２２及び１２６では反時計回りであることが確実になっている。代替的には、望ましくない電流の向きがシムコイル１２０及び１２４で反時計回りである場合、シムコイル１２２及び１２６では、向きは時計回りである。結果として、望ましくないＲＦ電流によって生じる磁束は、シムコイル１２０と１２２と１２４と１２６とでは、それぞれ、反対の極性を有している。

各シムループ及びＲＦループは、閉曲線形状、多角形形状、正方形形状、円形形状、矩形形状、菱形形状、三角形形状、または任意の他の形状であってもよい。図２は、六角形構成で配置された６つのシムコイルループを有する、代替の磁気共鳴システム２００を示している。システム２００は、ＲＦコイル２０２及びシムコイルアレイ２０４を含んでいる。シムアレイ２０４は、接続された６つのコイル２１０、２１２、２１４、２１６、２１８、及び２２０を有している。

図１のシステム１００と同様に、コイル２０２は、コンデンサ２０８が分布された従来のＲＦ専用ループコイルを示す、外側の円形形状のループを有している。各シムコイル２１０、２１２、２１４、２１６、２１８、及び２２０は、各々が単一のＲＦチョーク２２２を有する、菱形形状のループである。シムコイル２１０、２１２、２１４、２１６、２１８、及び２２０は、６チャンネルのコントローラ２３０に、ＤＣワイヤ２３２を通して接続されている。ＤＣワイヤ２３２は、ＲＦチョーク２３４を含んでいる。各ＤＣワイヤに関するＲＦチョークの数は、任意の正の整数であり得る。コイル２１０、２１２、２１４、２１６、２１８、及び２２０の菱形形状のシムループは、同一のサイズであり、０〜１０，０００ＰＦであるＤＣ遮断コンデンサ２３６の５つの対を通して接続されている。６つのシムコイル２１０、２１２、２１４、２１６、２１８、及び２２０は、ＲＦコイル２０２に対して対称的に配置されており、また、ＲＦ専用コイル２０２によって誘導される望ましくないＲＦ電流が矢印によって方向付けられた経路に沿って流れるような方法で、順次経路が定められている。したがって、ＲＦ電流によって生じる磁束は、２つの隣接するシムコイルの各対において逆の符号（マーク＋−）を有しており、こうして、互いに相殺している。このため、シムコイル２１０及び２１６の磁束は互いに相殺し、シムコイル２１２及び２１８の磁束は互いに相殺し、シムコイル２１４及び２２０の磁束は互いに相殺する。逆の磁束のコイルの各々は互いに相殺し、このため、同様に、シムコイル２１０及び２１２の磁束は互いに相殺し、シムコイル２１４及び２１６の磁束は互いに相殺し、シムコイル２１８及び２２０の磁束は互いに相殺する。シムコイルアレイ２０４とＲＦコイル２０２との間の相互インダクタンスはゼロであり、このため、シムコイルアレイ２０４は、本来的に、ＲＦコイル２０２から減結合されている。システム２００内の６つのシムコイルの構成により、Ｂ０静磁場のよりよいシミングが可能になる。直列の遮断コンデンサ２０８は、単一のコンデンサで置き換えられる場合があることを理解されたい。

図３Ａは、２つのシムループのアレイの一実施例であるコイルアセンブリ３００を示している。図３Ｂは、２つのシムループのアレイの別の実施例である、別のコイルアセンブリ３５０を示している。アセンブリ３００と３５０の両方では、シムループは、２つのチャンネルを有する電流コントローラによって制御される２チャンネルのシムループを示している。

コイルアセンブリ３００は、ＲＦコイル３０２を含んでいる。ＲＦコイル３０２の円形形状のループは、従来のＲＦ専用ループコイルを示している。コイルアセンブリ３００は、２つの内側の矩形のシムコイル３０４及び３０６を含んでいる。２つのシムコイル３０４及び３０６は、０〜１０，０００ＰＦであり得るＤＣ遮断コンデンサ３１０及び３１２の対を通して接続されている。シムコイル３０４及び３０６は、それぞれ、ＲＦチョーク３１４及び３１６を含んでいる。ＤＣ電流ワイヤ３２４及び３２６の対は、各々がＲＦチョークを含み、それぞれのシムコイル３０４及び３０６に電流を提供する。各ＤＣワイヤ及びシムコイルに関するＲＦチョークの数は、任意の正の整数であり得る。シムコイル３０４及び３０６は、ＲＦコイル３０２に対して対称的に配置され、それにより、ＲＦ専用コイル３０２によって誘導される望ましくないＲＦ電流が、矢印によって方向付けられた経路に沿って流れるようになっている。したがって、ＲＦ電流によって生じる磁束は、２つの同一のシムコイル３０４及び３０６において逆の符号（マーク＋−）を有しており、互いに相殺している。シムコイル３０４及び３０６の２チャンネルのシムアレイと、ＲＦコイル３０２との間の相互インダクタンスはゼロであり、このため、シムアレイは、本来的に、ＲＦコイル３０２から減結合されている。

同様に、コイルアセンブリ３５０は、ＲＦコイル３５２と、シムコイル３５４及びシムコイル３５６を含む２チャンネルのシムアレイとを含んでいる。２つのシムコイル３５４及び３５６は、ＤＣ遮断コンデンサの対を通して接続されており、各々がＲＦチョークを含んでいる。２つのシムコイル３５４と３５６とは、互いにオーバーラップするように配置されており、部分的にＲＦコイル３５２の外側にある。コイルアセンブリ３００と同様に、ＲＦ専用コイル３５２によって誘導される望ましくないＲＦ電流が、矢印によって方向付けられた経路に沿って流れる。ＲＦ電流によって生じる磁束は、２つの同一のシムコイル３５４及び３５６において逆の符号を有しており、互いに相殺している。シムコイル３５４及び３５６の２チャンネルのシムアレイと、ＲＦコイル３５２との間の相互インダクタンスはゼロであり、このため、シムアレイは、本来的に、ＲＦコイル３０２から減結合されている。図３Ａのシムコイルに比べてより大型のサイズの図３Ｂのシムコイルは、同じＤＣ電流レベルに関してより遠いシム場を生成することができ、一方、図３Ａのより小型のサイズのシムコイルは、図３Ｂのコイルよりもより局所的なシム場を生成することができる。

２つのコイルを有するシムアレイのさらなる変形形態は、図４Ａ〜図４Ｃに示すように様々な形状のループを有してもよい。図４Ａ〜図４Ｃのコイルアセンブリは、シムループ及び同様にＲＦ専用ループの形状、サイズ、及び構成と、互いに対するそれらの配置との両方におけるフレキシブル性を示している。図４Ａは、ＲＦコイル４０２と、２つのシムコイル４０４及び４０６を有するシムアレイとを有するコイルアセンブリ４００を示している。ＲＦコイル４０２は、矩形形状のループであり、従来のＲＦ専用ループコイルを示している。ＲＦコイル４０２は、いくつかの分布されたコンデンサ４０８を含んでいる。２つの内側の円形形状のシムコイル４０４及び４０６は、同じサイズであり、それぞれＲＦチョーク４１０及び４１２を含んでいる。シムコイル４０４及び４０６は、コントローラによって制御されるそれぞれのチャンネル入力ワイヤ４２０及び４２２によって給電される。入力ワイヤ４２０及び４２２は、ＲＦチョークを含んでいる。シムコイル４０４と４０６とは、この実施例では０〜１０，０００ＰＦであるＤＣ遮断コンデンサ４２４及び４２６の対を通して接続されている。入力ワイヤ４２０の正の端子は、シムコイル４０４及び遮断コンデンサ４２４に結合されている。遮断コンデンサ４２４の他方の端部は、入力ワイヤ４２２の正の端子及びシムコイル４０６に接続されている。入力ワイヤ４２０の負の端子は、シムコイル４０４及び遮断コンデンサ４２６に結合されている。遮断コンデンサ４２６の他方の端部は、入力ワイヤ４２２の負の端子及びシムコイル４０６に接続されている。

２つのシムコイル４０４及び４０６は、ＲＦコイル４０２に対して対称的に配置され、それにより、ＲＦ専用コイル４０２によって誘導される望ましくないＲＦ電流が、矢印によって方向付けられた経路に沿って流れるようになっている。したがって、ＲＦ電流によって生じる磁束は、２つの同一のシムコイル４０４及び４０６において逆の符号（マーク＋−）を有しており、互いに相殺している。２チャンネルのシムアレイを構成する２つのシムコイル４０４及び４０６と、ＲＦコイル４０２との間の相互インダクタンスはゼロであり、このため、シムアレイは、本来的に、ＲＦコイル４０２から減結合されている。各シムループ及びＤＣ電流ワイヤに関するＲＦチョークの数は、任意の正の整数であり得る。

図４Ｂは、図４Ａのコイルアセンブリ４００からの代替の構成であるコイルアセンブリ４５０を示している。コイルアセンブリ４５０は、２つのシムコイル４５４及び４５６を囲む、矩形のＲＦ専用コイル４５２を含んでいる。シムコイル４５４及び４５６は、円形形状であり、互いにオーバーラップしている。シムコイル４５４及び４５６は、コントローラによって給電され、遮断コンデンサ４６０を介して結合されている。

図４Ｃは、図４Ａのコイルアセンブリ４００からの代替の構成であるコイルアセンブリ４８０を示している。コイルアセンブリ４８０は、２つのシムコイル４８４及び４８６を囲む、矩形のＲＦ専用コイル４８２を含んでいる。シムコイル４８４及び４８６は、円形形状であり、互いに接している。シムコイル４８４及び４８６は、コントローラによって給電され、遮断コンデンサ４９０を介して結合されている。図４Ａ〜図４Ｃは、決まったサイズのＲＦ専用コイルに関して、シムコイルのサイズが、様々な用途のために、図４Ｂに示すように、より遠いシム場を生成するためにより大きくなり得るか、または図４Ａに示すように、より局所的なシム場を生成するためにより小さくなり得るか、または図４Ｃに示すように、折衷的なシム場のために中間のサイズとなり得ることを示している。

シムアレイは、図５Ａ〜図５Ｂに示すように、複数巻きのループを使用してもよい。図５Ａ〜図５Ｂは、図３Ａに示した２コイルのシムアレイに対する、可能性のある２つの代替形態を示している。コイルアセンブリ５００は、ＲＦコイル５０２と、シムコイル５０４及びシムコイル５０６を含むシムコイルアレイとを含んでいる。ＲＦコイル５０２は、いくつかの分布されたコンデンサ５０８を含んでいる。２つの内側の矩形形状のシムコイル５０４及び５０６は、同一のサイズである。本実施例では、シムコイル５０４及び５０６は、各々が、巻き数２または２つのループを有している。シムコイル５０４及び５０６は、各々が、ＲＦチョーク５１０及び５１２をそれぞれ有する第１のループを含んでいる。シムコイル５０４及び５０６の各々の第２のループも、それぞれのＲＦチョーク５１４及び５１６を含んでいる。シムコイル５０４及び５０６は、各チャンネルへのＤＣ電流の供給を制御するコントローラによって制御されるそれぞれのチャンネル入力ワイヤ５２０及び５２２によって給電される。入力ワイヤ５２０及び５２２は、ＲＦチョークを含んでいる。シムコイル５０４と５０６とは、この実施例では０〜１０，０００ＰＦであるＤＣ遮断コンデンサ５２４及び５２６の対を通して接続されている。シムコイル５０４及び５０６に関し、これら２つのオーバーラップした巻線は、絶縁ワイヤを使用しており、入力ワイヤ５２０及び５２２を介して、ＤＣ電流供給源の正の端子及び負の端子にのみ、直列に電気的に接続されている。複数のシムループ間の空間は、もっぱら教示の目的のためのものであり、実際は、複数巻きのワイヤは、間に最小の空間を伴ってまとめられている。各シムループ及びＤＣ電流ワイヤに関するＲＦチョークの数は、任意の正の整数であり得る。

前に説明したように、２つのシムコイル５０４及び５０６は、ＲＦコイル５０２に対して対称的に配置され、それにより、ＲＦ専用コイル５０２によって誘導される望ましくないＲＦ電流が、矢印によって方向付けられた経路に沿って流れるようになっている。したがって、ＲＦ電流によって生じる磁束は、２つの同一のシムコイル５０４及び５０６において逆の符号（マーク＋−）を有しており、互いに相殺している。２チャンネルのシムアレイを構成する２つのコイル５０４及び５０６と、ＲＦコイル５０２との間の相互インダクタンスはゼロであり、このため、シムアレイは、本来的に、ＲＦコイル５０２から減結合されている。シムコイル５０４及び５０６の２回巻き構成により、図３Ａ〜図３Ｂ及び図４Ａ〜図４Ｃの他の２シムループ構成でのシムループと同じシミング場強度を生成するための電流を約半分にすることが可能になる。

複数巻きのシムコイルシステムの別の実施例は、３回巻きのシムコイルを含む、図５Ｂのコイルアセンブリ５５０である。コイルアセンブリ５５０は、図５Ａのコイルアセンブリ５００と同じ様式で機能する。コイルアセンブリ５５０は、ＲＦコイル５５２と、シムコイル５５４及びシムコイル５５６を有するシムアレイとを有する。２つの内側の矩形形状のシムコイル５５４と５５６とは、同一のサイズであるとともに、各々の巻き数が３である。巻線の各々は、シムコイル５５４内のＲＦチョーク５６０、５６２、及び５６４、ならびにシムコイル５５６内のＲＦチョーク５７０、５７２、及び５７４などのＲＦチョークを含んでいる。シムコイル５４４及び５５６の各々の３つの巻線は、ＤＣ電流を供給するそれぞれのチャンネルに直列に繋がれている。シムコイル５５４及び５５６の３回巻き構成により、図３Ａ〜図３Ｂ及び図４Ａ〜図４Ｃの他の２シムループ構成でのシムループと同じシミング場強度を生成するための電流を約３分の１にすることが可能になる。各シムループ及びＤＣ電流ワイヤに関するＲＦチョークの数は、任意の正の整数であり得る。

図５Ｃは、図５Ａに示すダブルループシステムの代替の構成である。図５Ｃは、円形のＲＦコイル５８２と、２つのダブルループシミングコイル５８４及び５８６とを含む、代替のコイルアセンブリ５８０を示している。代替のコイルアセンブリ５８０では、コイル５８４及び５８６の２重の巻線は、電圧源に接続されたチャンネル５８８の１つに並列に接続されている。チャンネル５８８は、遮断コンデンサのセットが図５Ａの遮断コンデンサと同様の構成で配置されている、ワイヤの対である。

図５Ｄは、図５Ｂに示すダブルループシステムの代替の構成である。図５Ｃは、円形のＲＦコイル５９２と、２つのトリプルループシミングコイル５９４及び５９６とを含む、代替のコイルアセンブリ５９０を示している。代替のコイルアセンブリ５９０では、コイル５９４及び５９６の３重の巻線は、電圧源に接続されたチャンネル５９８の１つに並列に接続されている。チャンネル５９８は、遮断コンデンサのセットが図５Ｃの遮断コンデンサと同様の構成で配置されている、ワイヤの対である。

本開示に提案されたすべてのシムループ構成は、２回、３回、またはそれより多くの巻き数のループなどの、複数巻きに拡張され得る。複数巻きにより、単一巻きのループと同じシム場を生成するための電流を低減することが可能になる。あるいは、複数巻きにより、同じ電流レベルが、単一巻きのコイルに比べて数倍のシム場強度を生成することが可能になる。

アレイを構成するシムコイルの数は、同様に、２個、４個、６個、または任意の他の正の偶数とすることができる。たとえば、図２のシステム２００は、６つの接続されたシムコイルを使用するが、図３Ａ及び図３Ｂ、ならびに図４Ａ、図４Ｂ、及び図４Ｃのシステムは、２つの接続されたシムコイルを使用する。

これらシムコイルが、それぞれのＲＦループコイルに対して幾何学的に対称に配置され、また、ＲＦループコイルによって誘導された望ましくないＲＦ電流が２つのシムコイルループの隣接する対の各々において逆の極性の磁束を生成するような方法で、順次接続され、経路が定められている場合に限る。２Ｎ個の同一のシムコイルループは、順次、ＤＣ遮断コンデンサの（２Ｎ−１）個の対を通して接続される（ここで、Ｎは正の整数である）。このため、全体の磁束は、ゼロであるか、最小にされている。このため、分離したシムコイルアレイとＲＦ専用コイルとの間の相互インダクタンスは、ゼロであるか、最小にされている。結果として、２つの完全に分離したシムコイルアレイとＲＦコイルアレイとは、上述したこの幾何学的減結合方法を通して、本来的に、互いから減結合されている。

同一シムループのサイズは、ＲＦループより大きくても小さくてもよい。分離したシムコイルアレイとＲＦループとの間の相対位置は、２つのコイルシステム間の相互インダクタンスをゼロにするか最小にするためにこの相対位置が上述した幾何学的対称性のルールに従う限り、フレキシブルであることができる。たとえば、シムコイルアレイの半分は、ＲＦループの外側とすることができ、一方、他方の半分は、ＲＦループの内側とすることができるが、両方のコイルシステムは、依然として、完全に減結合させることができる。

シムコイルアレイとＲＦ専用コイルとは、物理的に完全に分離している。これらは、コイル支持構造の同じ表面を共有してもよい。シムアレイを構成するワイヤと、ＲＦコイルを構成するワイヤとは、最小の距離で互いに交差させることができるが、電気的接触のない絶縁ワイヤを使用することができる。

図６は、図１に示すコイルアセンブリ１００に類似のコイルアセンブリで構成されたＲＦコイルアレイを含む、例示的な心臓コイルシステム６００を示している。心臓コイルシステム６００は、患者の心臓の領域の磁気共鳴のために使用されてもよい。心臓コイルシステム６００は、４×４のアレイで配置された、１６個のコイルアセンブリ６０２を含んでいる。コイルアセンブリ６０２の各々は、単一のＲＦループ６０４と、４つのシムコイルを有するシミングアレイ６０６とを含んでいる。このため、コイルシステム６００は、１６チャンネルのＲＦコイルアレイと、完全に分離した６４チャンネルのシムアレイとを有している。このため、各コイルアセンブリ６０２は、図１で上述したような、４チャンネルのシムアレイとオーバーラップした１つの円形のＲＦループを含む、モジュール式のＲＦ／シム要素である。制御ユニット６１０は、患者の心臓の領域の検知に関して、送信モードでは、コイルアセンブリ６０２のＲＦコイルにＲＦ信号を送信し、受信モードでは、コイルアセンブリ６０２の各々からＲＦ信号を受信する。

システム６００内の１６チャンネルのＲＦ専用アレイは、隙間が空けられた４つの列を有し、各列は、部分的にオーバーラップした４つのＲＦ円形ループ６０４を含んでいる。分離したシムアレイとＲＦアレイとは、最小の物理的な距離を伴うが互いの間の電気的接触はなしに、コイル支持構造６２０の同じ表面を共有している。６４個のシムループの各々のＤＣ電流は、６４チャンネルのＤＣ電流供給源６３０の各チャンネルによって独立して制御される。

図７Ａは、９チャンネルのＲＦ専用アレイと、３６チャンネルのシムアレイとからなる、図６のアレイ６００の拡大した部分である。この実施例では、ＲＦ専用アレイは、各々が４つのシムコイルを有している９個のコイルアセンブリ６０２ａ、６０２ｂ、６０２ｃ、６０２ｄ、６０２ｅ、６０２ｆ、６０２ｇ、６０２ｈ、及び６０２ｉの一部である。

図７Ａと比較すると、図７Ｂは、図３Ｂに記載したモジュール式のＲＦ／シム要素の設計に類似したコイルアセンブリアレイ７００の置き換えを示しており、ここでは、コイルアセンブリアレイ７０２ａは、２つの分離した２チャンネルシムアレイ７０６及び７０８とオーバーラップした、１つのＲＦループ７０４を含んでいる。コイルアセンブリ７００は、９個のコイルアセンブリ７０２ａ、７０２ｂ、７０２ｃ、７０２ｄ、７０２ｅ、７０２ｆ、７０２ｇ、７０２ｈ、及び７０２ｉを示している。図１〜図５に示すＲＦ／シム要素の設計のすべてが、そのような統合されたコイルシステムを構築するように拡張することができることは、明らかである。

図７Ａに示す構成は、図７Ｂに示す構成よりも良好な、シムアレイとＲＦアレイとの間の減結合効果を有している。たとえば、コイルアセンブリ６０２ｅ要素内の４チャンネルのシムアレイは、アセンブリに対する幾何学的対称性に起因して、アセンブリ６０２ｂ、６０２ｄ、６０２ｅ、６０２ｆ、及び６０２ｈ内のＲＦループから、完全に減結合されている。対照的に、アセンブリ７０２ｅ内の２チャンネルのシムアレイは、アセンブリ７０２ｄ、７０２ｅ、及び７０２ｆのＲＦループからのみ、完全に減結合されている。

上述のアセンブリは、利用可能なＲＦ受信機の数よりも多くのシムループの増大を可能にし、シミングループの数がより多くなることから、シミング性能を増大させる結果となる。ＭＲＩシステムに使用される場合、結果として得られるアセンブリにより、たとえば、重要な脳の領域である前前頭皮質及び側頭皮質のｆＭＲＩ、ならびに、心臓／肺の境界の心臓の撮像において、画像の忠実度及び解像度がかなり増大され得る。

図示した様々な幾何学的減結合方法により、シムアレイとＲＦアレイとの間の、より良好な減結合が提供され、これは、信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を、ｉＰＲＥＳ設計よりも著しく増大させることになる。このことは、同じ数のシムチャンネルを有するｉＰＲＥＳ設計に比べ、３テスラにおける信号対ノイズ比（ＳＮＲ）をかなり増大させ、７テスラにおけるＳＮＲを著しく増大させる。そのような統合されたコイルシステムの製造における複雑さは、各ｉＰＲＥＳループが複数のＲＦチョークを必要とする一方、各シムループはより少ないＲＦチョークのみを必要とすることから、低減される。このことは、超高磁場のＭＲＩスキャナ（たとえば、７テスラ以上）に関して特に好ましい。

記載のアセンブリは概して、人間または動物の身体のすべての部分の撮像のためのコイル、たとえば、頭部コイル、頭部頸部脊椎コイル、心臓コイル、身体コイル、胴体コイル、胸部コイル、筋骨格コイル、膝コイル、足／足首コイル、頸動脈コイル、手首コイル、及び頸椎／胸椎／腰椎コイルなどに適用され得る。アセンブリは、石油岩石コア、食物、化学システム、及び任意の他の物質を含む、組織ではない物質の撮像にも適用され得る。本アセンブリは、概して、人間または動物用ＭＲＩスキャナすべて、またはＮＭＲ分光計にさえ適用されてもよく、また概して、任意のＢｏ主磁場の強度、１．５Ｔ、３Ｔ、及び７Ｔに適用することができる。本アセンブリは、任意の数のＲＦ受信機が備えられた任意のＭＲＩシステムに適用され得る。

ＭＲＩハードウェア構造の変更の必要性が最小限であることにより、次世代のスキャナに容易に移行することになる。従来のＲＦアレイに比べ、アドオンの能力により、アップグレードが可能である。これは、アップグレードがＲＦアレイの径方向または長手方向の寸法の増大を必要としないためである。また、従来のコイルと同じように見え、コイルをスキャナに組み込んだ後は、従来のコイルのように使用される。

ＲＦアレイは、従来のＲＦコイル／アレイ、受信専用コイル／アレイ、もしくは送信専用コイル／アレイ、または、送信／受信コイル／アレイであってもよい。ＲＦアレイは、隙間が空いているか部分的にオーバーラップした設計、または任意の他の設計の、任意の設計とすることができる。統合されたコイルシステム内のＲＦ受信チャンネルまたはＤＣシムチャンネルの総数は、任意の正の整数、すなわち、１〜４、８、１６、２４、３２、４８、６４、９６、１２８、１９２、２５６などとすることができる。

各要素のシムループ及びＲＦループの形状は、任意の閉曲線、任意の多角形、正方形、円形、矩形、菱形、三角形、または任意の他の形状とすることができ、そのサイズ及び位置はフレキシブルであることができる。

図１〜図５に記載のコイルアセンブリは、ｉＰＲＥＳのＲＦ／ＤＣループ共有モジュール式の設計、ＲＦ／ＤＣループ部分的共有モジュール式の設計、または、ＤＣもしくはＢ０シムコイルが一体化されていない従来のＲＦ専用ループモジュール式の設計を含む、以前の設計を使用してもよい。要するに、統合されたコイルアレイは、上述のアセンブリにおけるＲＦ／シム要素モジュール式の設計と、任意の他の以前の要素モジュール式の設計との混合とすることができる。

図８は、部分的共有モジュール式の設計の、ＲＦコイル８０２及びシミングコイルアレイを有する、別の代替的なコイルアセンブリ８００を示している。ＲＦコイル８０２及びシミングコイルアレイは、少なくとも１つの物理的導体を共有し、幾何学的にオーバーラップし、機械的支持構造８０４の同じ表面または層を共有する。ＲＦループコイル８０２は、４つのコンデンサ８１０を含む、大きい正方形形状のループである。コンデンサ８１０は、ＲＦコイル８０２の排他的部分である導電ワイヤ８１２の各部分に接続されている。ワイヤ８１４などの、ＲＦコイル８０２の他の部分も、シミングコイルアレイを構成するシムコイルの部分である。ＲＦループコイル８０２は、受信専用ＲＦコイルとして、組織内もしくは組織ではない物質内のスピンからＭＲ無線周波数（ＲＦ）信号を受信するか、または送信専用ＲＦコイルとして、組織内もしくは組織ではない物質内のスピンを励起するようにＲＦパルスを送信するか、または送受信ＲＦコイルとして、両方の機能を実施する。

コイルアレイ８０４は、それぞれのシムコイルアレイの一実施例を示す、同一の形状及びサイズの４つの順次接続された小さい正方形形状のループ８２０、８２２、８２４、及び８２６を含んでいる。シムコイルアレイ８０４は、物理的に、同じ導体／ループを、外側のＲＦループコイル８０２の４つの部分８１４と部分的に共有する。シムコイルアレイのコイルの他のセグメント８１６は、ＲＦループコイル８０２によって共有されてはいない。

４チャンネルのシムコイルアレイ８０４には、ＤＣ電流コントローラ８３０を通して、ＤＣ電流が供給される。各シムコイル８２０、８２２、８２４、及び８２６のＤＣ電流は、４チャンネルのＤＣ電流源増幅器の１つのチャンネル、またはＤＣ電流コントローラ８３０のサプライによって独立して制御される。内接された正方形シムコイルの各々は、シムコイル８２０、８２２、８２４、及び８２６の各々の共有されていない部分８１６に分布されたＲＦチョーク８４０、８４２、８４４、及び８４６などの、少なくとも１つの分布されたＲＦチョークを有している。ＲＦチョークは、この実施例ではインダクタであるが、ＲＦ電流を妨げるがＤＣ電流が流れることを許容する任意の他のタイプの局所的ＲＦチョーク回路であってもよい。

図１のチャンネルＣｈ１＋−、Ｃｈ２＋−、Ｃｈ３＋−、及びＣｈ４＋−は、コントローラ１３０の４チャンネルのＤＣ電流供給源のＤＣ電流給電端子８５０、８５２、８５４、及び８５６の正及び負の極性を示している。各シムコイル８２０、８２２、８２４、及び８２６のためのＤＣ電流は、ＤＣ給電ワイヤ８６０、８６２、８６４、及び８６６のそれぞれの対を介して、コントローラ８３０内の各チャンネル電流増幅器によって独立して制御される。電流は、組み合わせられたシム場のために、コントローラ８３０を介してシムコイル８２０、８２２、８２４、及び８２６のすべてに対して制御される。ＲＦチョークは、望ましくないＲＦ電流を除去するために、ＤＣ給電ワイヤ８６０、８６２、８６４、及び８６６に挿入される。ＲＦチョークは、この実施例ではインダクタであるが、ＲＦ電流を妨げるがＤＣ電流を許容するための他の形態の局所的ＲＦチョーク回路であってもよい。ＤＣ給電ワイヤ８６０、８６２、８６４、及び８６６の各対は、望ましくない追加の局所的磁場の生成を避けるために、撚り合わせられる。各シムループ及びＤＣ電流ワイヤに関するＲＦチョークの数は、任意の正の整数であり得る。

コイル８２０、８２２、８２４、及び８２６の４つの同一サイズの正方形のシムループは、ＤＣ遮断コンデンサ８７０、８７２、８７４、８７６、８７８、及び８８０の３つの対を通して接続されている。ＤＣ給電ワイヤ８６０の正の端子は、シムコイル８２０及び遮断コンデンサ８７０に結合されている。遮断コンデンサ８７０の他方側は、やはり、ＤＣ給電ワイヤ８６２の正の給電ワイヤ及びシムコイル８２２に接続されている。ＤＣ給電ワイヤ８６０の負の端子は、シムコイル８２０及び遮断コンデンサ８７２に接続されている。遮断コンデンサ８７２の他方側は、遮断コンデンサ８７４に接続されている。遮断コンデンサ８７４の他方側は、ＤＣ給電ワイヤ８６４の正の端子及びシムコイル８２４に接続されている。ＤＣ給電ワイヤ８６２の負の端子は、シムコイル８２２及び遮断コンデンサ８７６に接続されている。遮断コンデンサ８７６の他方側は、やはり、遮断コンデンサ８７８の一方側に接続されている。遮断コンデンサ８７８の他方側は、ＤＣ給電ワイヤ８６６の正の給電ワイヤ及びシムコイル８２６に接続されている。ＤＣ給電ワイヤ８６４の負の端子は、シムコイル８２４及び遮断コンデンサ８８０に接続されている。遮断コンデンサ８８０の他方側は、ＤＣ給電ワイヤ８６６の負の給電ワイヤ及びシムコイル８２６に接続されている。この実施例では、コンデンサ８７０、８７２、８７４、８７６、８７８、及び８８０は、０〜１０，０００ＰＦである。

図８に示すように、４つのシムコイル８２０、８２２、８２４、及び８２６は、対称的に配置されており、また、ＲＦコイル８０２のループによって誘導される望ましくないＲＦ電流がシミングコイル８２０、８２２、８２４、及び８２６上の矢印によって方向付けられた経路に沿って流れるような方法で、順次経路が定められている。したがって、ＲＦ電流によって生じる磁束は、２つの隣接するシムループの各対において逆の符号（図１のマーク＋−）を有しており、こうして、互いに相殺している。たとえば、ループ８２０及び８２４は正の磁束である一方、ループ８２２及び８２６は負の磁束である。シムコイルアレイとＲＦループ８０２との間の相互インダクタンスはゼロであり、このため、シムコイルアレイは、本来的に、ＲＦコイル８０２から減結合されている。シムコイル８２０、８２２、８２４、及び８２６の幾何学的対称性により、ＲＦ専用ループによって誘導される望ましくないＲＦ電流の向きが、シムコイル８２０及び８２４では時計回りであり、シムコイル８２２及び８２６では反時計回りであることが確実になっている。代替的には、望ましくない電流の向きがシムコイル８２０及び８２４で反時計回りである場合、シムコイル８２２及び８２６では、向きは時計回りである。結果として、望ましくないＲＦ電流によって生じる磁束は、シムコイル８２０と８２２と８２４と８２６とでは、それぞれ、反対の極性を有している。

様々なＲＦチョーク８４０、８４２、８４４、及び８４６、ならびにワイヤ対８６０、８６２、８６４、及び８６６のＲＦチョークが、ＤＣシムコイル８２０、８２２、８２４、及び８２６の共有されていない部分にＲＦ電流が漏出することを防止するため、ＲＦ信号は、外側の大きい正方形のループ８０２内の流れにのみ限定される。同様に、ＤＣ電流は、コンデンサ８１０がＤＣ電流を遮断することから、内接する４つの正方形シムコイル８２０、８２２、８２４、及び８２６内の流れにのみ限定される。

図９は、ＲＦコイル９０２と、２つのシムコイル９０４及び９０６を有するシムアレイとを有するシムコイルアセンブリ９００の別の実施例を示しており、ここでは、シムコイルアレイとＲＦコイルとが、部分的に共有した導体を有している。図９は、シムループのサイズ及び構成、ならびにＲＦコイルに対するそれらの位置におけるフレキシブル性を示している。ＲＦコイル９０２は、複数のコンデンサ９１０を含んでいる。この実施例では、ＲＦコイル９０２は、ＲＦコイル９０２の排他的部分であるセグメント９１２を含んでいる。セグメント９１４などの、ＲＦコイル９０２の他の部分も、シミングコイルアレイを構成するシムコイル９０４及び９０６の部分である。シムコイル９０４及び９０６の他のセグメント９１６は、ＲＦコイル９０２によって共有されてはいない。

２つのシムコイル９０４と９０６とは、０〜１０，０００ＰＦであり得るＤＣ遮断コンデンサ９２０及び９２２の対を通して接続されている。シムコイル９０４及び９０６は、それぞれ、ＲＦチョーク９２４及び９２６を含んでいる。ＤＣ電流ワイヤ９３２及び９３４の対は、各々が、一対のＲＦチョーク９３６及び９３８を含み、それぞれのシムコイル９０４及び９０６に電流を提供する。シムループ９０４及び９０６は、ＲＦコイル９０２に対して対称的に配置され、それにより、ＲＦ専用コイル９０２によって誘導される望ましくないＲＦ電流が、矢印によって方向付けられた経路に沿って流れるようになっている。したがって、ＲＦ電流によって生じる磁束は、２つの同一のシムコイル９０４及び９０６において逆の符号（マーク＋−）を有しており、互いに相殺している。シムコイル９０４及び９０６の２チャンネルのシムアレイと、ＲＦコイル９０２との間の相互インダクタンスはゼロであり、このため、シムアレイは、本来的に、ＲＦコイル９０２から減結合されている。各シムループ及びＤＣ電流ワイヤに関するＲＦチョークの数は、任意の正の整数であり得る。

図９に示すように、２つの正方形シムコイル９０４及び９０６は、物理的に、同じ導体／ループを、外側のＲＦコイル９０２の２つの部分９１４と部分的に共有する。ＲＦチョーク９２４、９２６、９３６、及び９３８が、ＤＣ電流によって駆動されるシムコイル９０４及び９０６の共有されていない部分にＲＦ電流が漏出することを防止するため、ＲＦ信号は、外側の正方形のコイル９０２内の流れにのみ限定される。同様に、ＤＣ電流は、コンデンサ９１０がＤＣ電流を遮断することから、内接する正方形コイル９０４及び９０６の各々の内の流れに限定される。

本明細書の他の実施例のように、各シムコイル及びＲＦループコイルの形状は、閉曲線、または、正方形、円形、矩形、菱形、三角形、もしくは任意の他の形状を含む多角形であってもよい。シムアレイを構成する内接するシムループの数は、同様に、２、４、６、または任意の他の正の偶数２Ｎとすることができる。

シムコイルが、それぞれのＲＦループコイルに対して幾何学的に対称に配置され、順次接続され、経路設定されている場合に限り、ＲＦループコイルによって誘導された望ましくないＲＦ電流が、２つのシムループの隣接する対の各々において、逆の極性の磁束を生成する。２Ｎ個の同一のシムループは、ＤＣ遮断コンデンサの（２Ｎ−１）個の対を通して順次接続される（ここで、Ｎは正の整数である）。このため、全体の磁束は、ゼロであるか、最小にされている。このため、導体を部分的に共有するシムコイルアレイとＲＦコイルとの間の相互インダクタンスは、ゼロであるか、最小にされている。結果として、２つの部分的に共有されたシムコイルアレイとＲＦコイルアレイとは、上述したこの幾何学的減結合方法を通して、本来的に、互いから減結合されている。同一シムループのサイズは、変化し得る。分離したシムアレイとＲＦループとの間の相対位置は、２つのコイルシステム間の相互インダクタンスをゼロにするか最小にするために、この相対位置が上述した幾何学的対称性のルールに従う限り、フレキシブルであることができる。

図１０は、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）システム１０００である。システム１０００は、ＭＲＩ制御システム１００４によって制御されるＭＲＩスキャナ１００２を含んでいる。この実施例では、ＭＲＩスキャナ１００２は、患者であってもよいターゲット対象１０１２を囲む筒状の支持構造１０１０を含んでいる。筒状の支持構造１０１０は、１．５Ｔ、３Ｔ、または７Ｔなどの大きなマグニチュードの静磁場（Ｂ０）を生成する永久磁石または超伝導磁石（高磁場の磁石）を含むボア１０１４を形成している。ターゲット対象１０１２は、機械的コイル支持構造１０２０によって支持された、統合されたコイルアレイシステム１０２０の近位にある。制御システム１００４は、通常は、パルスシークエンスを管理し、ターゲット対象１０１２のスキャン平面を選択する、ＲＦ増幅器、勾配増幅器、コントローラ、及びプロセッサなどのスキャナ操作構成要素を含んでいる。

統合されたコイルアレイシステム１０２０は、図１〜図５のような、ＲＦコイルとシムコイルアレイとが分離しているコイルアセンブリ、または、図８Ａ〜図８Ｂに示すような、ＲＦコイルとシムコイルアレイとが導体セグメントを部分的に共有するコイルアセンブリなどの、上述のコイルアセンブリのいずれかから構成され得る。このため、統合されたコイルアレイシステム１０２０は、各コイル要素がＲＦ送信モードまたはＲＦ受信モードで作動する、複数のコイル要素を有するＲＦコイルアレイを含み得る。統合されたコイルアレイシステム１０２０は、Ｂ_０シミングのための局所的なＢ_０磁場を生成するようにそれぞれのコイル要素内のＤＣ電流を伴う直流（ＤＣ）モードで作動する複数のコイル要素を有するシムコイルアレイも含んでいる。ＲＦコイルアレイ及びシムコイルアレイは、幾何学的にオーバーラップするとともに、支持構造１０２２の同じ表面または層を共有する。ＲＦコイルアレイ及びシムコイルアレイは、２つのコイルシステム間のＲＦ相互作用を最小にするように、上述のような幾何学的減結合方法によって減結合されている。

ＭＲＩ制御システム１００４は、複数チャンネルのＤＣ回路及び電流供給源１０３０、複数チャンネルのＲＦ制御回路１０３２、複数チャンネルのＲＦ送信機１０３４、複数チャンネルのＲＦ受信機１０３６、ならびに、制御コンソール１０３８を含んでいる。上に説明したように、ＤＣ回路及び電流供給源コントローラ１０３０は、シムコイルアレイのそれぞれのコイル要素にＤＣ電流を供給するように、ユニット化されたコイルアレイシステム１０２０のシムコイルアレイと通じている。ＤＣコントローラ１０３０は、Ｂ_０シミングのための局所的なＢ_０磁場を生成するためにそれぞれのコイル要素にＤＣ電流を供給するようにＤＣ電源を導くように構成されたシムコイルアレイと通じているシムコイル回路を含んでいる。ＤＣコントローラ１０３０により、別々のチャンネルを介した、各シムコイルの別々の制御が可能になる。

複数チャンネルのＲＦ制御回路１０３２は、ユニット化されたコイルアレイシステム１０２０のＲＦコイルアレイと通じている。ＲＦ制御回路１０３２は、複数チャンネルのＲＦ受信機１０３６を介して、ターゲット対象１０１２からのＭＲ信号を受信するように構成されている。ＲＦ制御回路１０３２は、複数チャンネルのＲＦ送信機１０３６から、ターゲット対象１０１２にＲＦパルスを送信するようにも構成されている。

制御コンソール１０３８は、複数チャンネルのＤＣ回路及び電流供給源１０３０、複数チャンネルのＲＦ制御回路１０３２、複数チャンネルのＲＦ送信機１０３４、複数チャンネルのＲＦ受信機１０３６を制御して、スキャン機能と併せて、ＲＦ信号を送信し、シミングを調整し、ＲＦ信号を受信する。概して、ＲＦ回路コントローラ１０３２は、シムコイルアレイに、シムコイルアレイからの生成された局所的なＢ_０磁場を使用して主磁場Ｂ_０の不均一性をシミングさせながら、統合されたコイルアレイシステム１０２０のＲＦコイルアレイに送受信を行わせるような、ＭＲＩスキャナ１００２と通信している。複数のシミングコイルにより、ターゲット対象１０１２全体にわたる一様な磁場を生成するために局所的なＢ_０磁場を生成するようにコントローラ１０３０を構成することが可能である。これにより、ＭＲＩスキャナ１００２からのより良好な撮像が生み出される。スキャンプロセスに関連する他の機能も実施され得る。たとえば、コンソール１０３８は、ＤＣコントローラ１０３０のシムコイル回路を制御して、生成された局所的なＢ_０磁場に関するＢ_０マップを生成し、Ｂ_０シミングを実施し得る。コンソール１０３８は、同じく、ＤＣコントローラ１０３０を介してシムコイルアレイのコイル要素内のＤＣ電流を制御し、生成された局所的なＢ_０磁場を測定し得る。

図１１Ａは、統合されたコイルアレイシステム１０２０の一部としての、図１に示すコイルアセンブリなどのコイルアセンブリの使用のブロック図を示している。図１１Ａでは、同様の要素には、図１０と同様の符号を付している。図１１Ａに示すように、コイル支持構造１０２０により、４つのコイル要素１１０２、１１０４、１１０６、及び１１０８を有するＲＦコイルアレイを、ターゲット対象１０１２の近位に配置することが可能になる。上に説明したように、ＲＦコイル要素１１０２、１１０４、１１０６、及び１１０８は、受信モード及び送信モードのために複数チャンネルのＲＦ回路１０３２に結合される。ＲＦコイル要素１１０２、１１０４、１１０６、及び１１０８の各々は、対称的に配置されたシムコイルアレイ１１１２、１１１４、１１１６、及び１１１８によって物理的に分離されている。この実施例のシムコイルアレイ１１１２、１１１４、１１１６、及び１１１８は、各々が、４つのシムコイルを有している。シムコイルアレイ１１１２、１１１４、１１１６、及び１１１８は、ＤＣコントローラ１０３０によってシミングに関して制御される。分離したＲＦコイルアレイとシムコイルアレイ１１１２、１１１４、１１１６、及び１１１８とは、幾何学的にオーバーラップするとともに、機械的コイル支持構造１０２２の同じ表面または層を共有する。この実施例では、４つのＲＦコイル要素１１０２、１１０４、１１０６、及び１１０８が存在することから、ＲＦ制御回路は４チャンネルの回路である。同様に、４シムコイルアレイ１１１２、１１１４、１１１６、及び１１１８内に１６個のシムコイルが存在する。シムコイルは、ＤＣコントローラ１０３０などの１６チャンネルのＤＣコントローラを介して制御される。当然、より多くのまたはより少ないＲＦコイルが使用され得、また、より多くのまたはより少ないシムコイルが、対応する制御チャンネルで使用され得る。

図１１Ｂは、統合されたコイルアレイシステム１０２０の一部としての、図８に示すコイルアセンブリなどのコイルアセンブリの使用のブロック図を示している。図１１Ｂでは、同様の要素には、図１０と同様の符号を付している。図１１Ｂに示すように、コイル支持構造１０２０により、４つのコイル要素１１５２、１１５４、１１５６、及び１１５８を有するＲＦコイルアレイを、ターゲット対象１０１２の近位に配置することが可能になる。上に説明したように、ＲＦコイル要素１１５２、１１５４、１１５６、及び１１５８は、受信モード及び送信モードのために複数チャンネルのＲＦ回路１０３２に結合される。ＲＦコイル要素１１５２、１１０４、１１５６、及び１１５８の各々は、シムコイル、またはそれぞれの対称的に配置されたシムコイルアレイ１１６２、１１６４、１１６６、及び１１６８と、少なくとも１つの物理的導体を共有する。この実施例のシムコイルアレイ１１６２、１１６４、１６６、及び１１６８は、各々が、４つのシムコイルを有している。シムコイルアレイ１１６２、１１６４、１１６６、及び１１６８は、ＤＣコントローラ１０３０によってシミングに関して制御される。ＲＦコイルアレイとシムコイルアレイ１１６２、１１６４、１１６６、及び１１６８とは、幾何学的にオーバーラップするとともに、機械的コイル支持構造１０２２の同じ表面または層を共有する。この実施例では、４つのＲＦコイル要素１１５２、１１５４、１１５６、及び１１５８が存在することから、ＲＦ制御回路は４チャンネルの回路である。同様に、４シムコイルアレイ１１６２、１１６４、１１６６、及び１１６８内に１６個のシムコイルが存在し、シムコイルは、ＤＣコントローラ１０３０などの１６チャンネルのＤＣコントローラを介して制御される。当然、より多くのまたはより少ないＲＦコイルが使用され得、また、より多くのまたはより少ないシムコイルが、対応する制御チャンネルで使用され得る。

上述の実施例を通してのチョークは、代替的に、その共鳴周波数がＭＲＩシステムのラーモア周波数に調整されマッチされている、並列に接続された少なくとも１つのインダクタと少なくとも１つのコンデンサとを使用した、ＲＦトラップまたはフィルタであってもよい。低周波数のＡＣ電流を供給するための低周波数のＡＣ電源が、上の実施例のシムコイルアレイのためのＤＣ電源の代わりに使用されてもよい。

上の実施例は、ｆＭＲＩ、ＤＴＩ、ＭＲＳＩなどにおける様々な課題を満たすため、及び頭部からつま先まで空気／組織／骨の界面における画質を大きく向上させるために、受信チャンネルの少ない（１〜８個）筋骨格コイル、バードケージコイル、及び動物用スキャナさえ含む、ほとんどすべてのＭＲコイルシステムに適用されてもよい。代替的には、上の実施例のシムコイルは、勾配磁場コイルと置き換えられてもよく、勾配磁場コイルの各々は、撮像されることになるスピンの空間的なエンコードのために、直流（ＤＣ）モードまたは低周波数の交流（ＡＣ）モードで作動する少なくとも１つのコイル要素を有する。

上述のＵＮＩＣシステムは、シンプルな幾何学的減結合に基づいている。この減結合により、ＲＦ相互作用が、ほとんど無視できるレベルまで劇的に低減され得、それにより、最大のＳＮＲが維持されるとともに、ＲＦチョークが、ＤＣループ毎に１個かまたはゼロ個にさえ減らされることになり、７Ｔの出力のＭＲＩ用途に理想的な解決策である。複数巻きは、より高いシム場の強度が必要である、深部組織のシミング及び７ＴのＭＲＩシステムのために、シム場の強度を大きく増大させる。

図１２は、部分的にオーバーラップしているが分離しているＲＦループとＤＣシムループとを有する、例示的なユニット化されたコイルアレイ１２００の回路図である。コイルアレイ１２００は、ＲＦループ１２０２と、単一の円形ループのシムコイル１２０４とを含んでいる。分離したＲＦループ１２０２は、いくつか（１〜ｎ個）の分布したコンデンサ（Ｃ_ｄ）１２１０を含んでいる。ＲＦループ１２０２は、やはり、ＷＯ２０１４／００３９１８Ａ１に記載されたｉＰＲＥＳコイルに規定されるような、ＲＦ／ＤＣ導体共有ループであってもよい。この文献は、参照により、本明細書に組み入れられる。

単一の円形ループ形状のＤＣシムコイル１２０４は、ＤＣ電流源供給チャンネル１２２０によって独立して制御される。電源供給チャンネル１２２０は、ＤＣ給電端子（正の極性と負の極性とを示すＣｈ１＋とｃｈ１−）を有している。ＲＦチョーク（Ｌ_ｃ１）１２３０は、ＲＦ励起中に送信コイルから減結合するように、また、やはり、残りの望ましくないＲＦ電流を除去するように、ＤＣシムコイル１２０４などの各ＤＣループに挿入される。各ＤＣシムループ毎のＲＦチョークの数は、ゼロから任意の整数までであり得る。１つまたは複数のＲＦチョーク（Ｌ_ｃ２）１２３２は、望ましくないＲＦ電流を除去するために、ＤＣ給電ワイヤに挿入される。ＤＣ給電ワイヤ毎のＲＦチョークの数は、ゼロから任意の整数までとすることができる。ＤＣ電流遮断コンデンサ（Ｃ_ｂ）１２３４は、ＤＣシムコイル１２０４上に接続されている。この実施例では、ＤＣ電流遮断コンデンサ１２３４は、０〜１０，０００ＰＦの値を有する。代替的には、ＤＣ電流遮断コンデンサ１２３４は、コンデンサ１２３４の位置においてループを破断することによって置き換えられてもよい。

分離したＲＦループ１２０２とＤＣシムループ１２０４とは、線１２４０に示す距離ｄによって規定するように、部分的にオーバーラップしている。ＤＣシムループ１２０４の直径は、Ｄとして規定され得る。ｄ／Ｄの比が、０．７〜０．８の特定の数である場合、２つのループ１２０２と１２０４とは、完全に減結合している。オーバーラップ比ｄ／Ｄ＝（０〜０．５）を使用することにより、結合を大きく低減することができ、ｄ／Ｄ＝（０．５〜０．７５）を使用することにより、結合をかなり低減することができる。

シンプルな部分的オーバーラップにより、２つのループ１２０２と１２０４との間の強固な結合を大きく低減することができ、それにより、残りの結合を除去するのに、より少ない数のＲＦチョークで十分であるようになる。図１３に示すように、減結合する及び部分的にオーバーラップして減結合する、８の字形状のシムループの組合せにより、ＤＣシムループのフレキシブルな構成が可能になる。残りの結合は、より少ないＲＦチョークを加えることにより、除去されるか無視できるレベルまで低減されることになる。このため、円形のＤＣループに関するＲＦチョークの数は、ゼロ、または２以上とすることができる。ＤＣループの形状は、矩形、正方形、三角形、または任意の他の形状であってもよい。

図１３は、脳の撮像のための、例示的ＵＮＩＣアレイ１３００を示している。アレイ１３００は、ＲＦ受信のための、７つの大きな直径のループ１３０２、１３０４、１３０６、１３０８、１３１０、１３１２、及び１３１４を含んでいる。ループ１３０２、１３０４、１３０６、１３０８、１３１０、及び１３１２は、ＲＦ／ＤＣ導体共有ループである（ＷＯ２０１４／００３９１８Ａ１の記載にしたがったｉＰＲＥＳ設計のループであり、この文献は、参照により、本明細書に組み入れられる）。ループ１３１４は、ＲＦ専用ループである。アレイ１３００は、前前頭皮質（ＰＦＣ）または側頭葉（ＴＬ）のシミングをターゲットとする分離したシムループである、４つの８の字形状のループ１３２０、１３２２、１３２４、及び１３２６を含んでいる。８の字形状のシムループ１３２０、１３２２、１３２４、及び１３２６（ループＡ、Ｂ、Ｃ、及びＤ）は、図３〜図４の上の記載を参照して説明したように、ＲＦ専用ループ１３１４と、ＲＦ／ＤＣ共有ループ１３０２、１３０４、１３０６、１３０８、１３１０、及び１３１２との両方から本来的に減結合されており、図１２に関する上の記載によって説明したように、部分的オーバーラップの減結合により、ループ１３０４、１３０６、１３０８、及び１３１０から大きく減結合されている。残りのＲＦ結合は、少なくとも１つのＲＦチョーク１３３０によって除去され得る。

頭部全体のアレイは、図１４Ａに示されている。ここでは、８の字形のシムループのサイズは、解剖学的構造のサイズにマッチしている。さらに、分離したシムループにより、複数巻きを可能にすることができ、ｉＰＲＥＳループが単一巻きのみに制限されるので、シム場の強度における別の主要な制限を克服する。

代替的には、ＲＦ専用ループ１３１４が、ｉＰＲＥＳのＲＦ／ＤＣループであることもでき、またはｒｅｄループが、ＲＦ専用ループでもあってもよい。４対の８の字形状のシム専用ループ１３２０、１３２２、１３２４、及び１３２６は、Ｂｏのシミングのための、独立して制御される８つのＤＣループからなる。ＤＣ給電ワイヤ及び電流供給源は、図１３の説明の簡略化のために、示されていない。

アレイ１３００の使用の実用的な実施例は、脳のｆＭＲＩコイルであってもよい。そのような用途では、４対の８の字形のシム専用ループは、前前頭皮質及び各側頭葉の可能な限り近くに配置され得る。サイズは、ＰＦＣに関しては、直径４〜６ｃｍの各円形ＤＣループに、また、側頭葉に関しては、直径３〜５ｃｍの各円形ＤＣループにマッチし得る。組み合わせられた大型のＲＦループは、３２チャンネルのＲＦ受信機が備えられたスキャナに関しては、最大で３２チャンネルであってもよい。ＲＦループは、ＲＦ専用ループ１３１４などのＲＦ専用ループか、ループ１３０２などのＲＦ／ＤＣのｉＰＲＥＳタイプのループとすることができる。複雑さは、各ｉＰＲＥＳループが２〜６個のチョークを必要とする一方、各ＤＣループはより少ないＲＦチョーク（０、１、またはｎ個）のみを必要とすることから、実際低減される。より重要なのは、シム専用ループが、ＰＦＣ及び側頭葉シミングを効率的にターゲットとすることである。

図１３のアレイに関する脳用途のコンセプトは、人間または動物の身体の他の部分の撮像のための他のコイルに、概して適用され得る。８の字形状は、任意の様々な形状であってもよい。８の字形のシムループの対の数は、２以上の任意の整数であってもよい。ループ１３０２、１３０４、１３０６、１３０８、１３１０、１３１２、及び１３１４のサイズは、任意の範囲のサイズであってもよい。図１２に示すループのような単一の円形ループが、８の字形のシムループの代わりに使用され得る。

図１４Ａは、図１３を参照して上述したように、３１チャンネルのＲＦ受信と、４８チャンネルのシミングとによって構築されている脳の撮像のためのＵＮＩＣ頭部コイル設計１４００を示している。コイル設計アレイ１４００は、関心対象の前前頭皮質１４０４及び側頭葉１４０６を含む脳１４０２のスキャンのために使用される。ＵＮＩＣの８の字形シムループのサイズは、解剖学的構造のサイズにマッチしている。さらに、分離したシムループにより、複数巻きが可能にされ得、これは、ｉＰＲＥＳループが１回巻きのみに制限されるので、シム場の強度における別の主要な制限を克服する。シミュレーションにより、前前頭皮質と側頭葉との両方に関して、場のオフセットの標準偏差が約８０％低減されたことが示されている。シミュレーションにより、ＵＮＩＣ頭部コイルが、場の不均一性を前例のないレベルまで低減し得、実際の脳全体の撮像への適用を可能にすることが示されている。

ＵＮＩＣ頭部アレイ１４００は、前前頭皮質において、３つの分離した８の字形状のＤＣシムループ１４１２、１４１４、及び１４１６を含んでいる。この実施例では、８の字形状のＤＣシムループ１４１２、１４１４、及び１４１６は、直径が５ｃｍである。４つの８の字形シムループの２つのグループ１４２０及び１４２２は、各側頭葉１４０４に位置している。シムループのグループ１４２０及び１４２２内のループは、この実施例では、直径が４ｃｍである。頭部アレイ１４００は、ＲＦの受信とＢ０のシミングとを同時に実施する、脳１４０２の周りに配置された、８個のｉＰＲＥＳループ１４３０のグループ、１７個のｉＰＲＥＳループ１４３２のグループ、及び単一のＩＰＲＥＳループ１４３４を含んでいる。この実施例では、ループ１４３０、１４３２は、直径が９．５ｃｍである。例示的頭部アレイ１４００は、前前頭皮質１４０２及び側頭葉１４０４の近位にある、５つのＲＦ専用ループ１４４０も含んでいる。

図１４Ｂは、シミングシミュレーションの結果を示している。第１の行は、２次のグローバルシミングを得るためのスキャナを適用した後の、ボランティアの対象に関する、３Ｔ人間用スキャナで得られた、Ｂｏ場のマップ１４５０ａ〜１４５０ｆである。第２の行は、図１４Ａのコイル構成を使用したＵＮＩＣスラブ最適化シミングを適用した後の、シミュレーションしたＢｏ場のマップ１４３０ｂ〜１４５０ｆである。１つのスラブは、連続した３つの３ｍｍのスライスを有している。スキャナの２次の脳全体の球面調和グローバルシミングを適用した後に、対象の脳の各スラブ内の場のオフセットの標準偏差は、１４．５〜１９Ｈｚであり、これは、ＵＮＩＣスラブ最適化シミングをさらに適用することにより、３．１〜３．９Ｈｚにさらに低減された。図１４Ｂのシミュレーションの結果により、前前頭皮質と側頭葉の両方に関して、場のオフセットの標準偏差が約８０％低減されたことが示されている。シミュレーションにより、ＵＮＩＣ頭部コイルが、場の不均一性を前例のないレベルまで低減し得、このことは、最終的に、実際の脳全体の撮像に関するｆＭＲＩの課題を満足する。

図１の要素回路設計を評価するために、ＲＦネットワークアナライザを使用したベンチ計測により、良好な結果が得られた。提案されている幾何学的減結合なしで、１つ及び２つのシムループは、ＲＦ専用ループに比べ、Ｑ_{Ｕｎｌｏａｄｅｄ}／Ｑ_{Ｌｏａｄｅｄ}が７０％及び４６％に大きく低下した。ＵＮＩＣ設計のループでは、１回巻きの８の字形のシムループは、９６％に下がるのみであり、重要なオーバーラップ減結合の使用においては、低減していない。図１に示す回路に基づく、４チャンネルのシムループでの、ＵＮＩＣの蝶のような形状の設計は、９４％のＱ比の低下を生じたのみである。これら結果は、いずれのＲＦチョークも伴わずに得られた。

隣接した結合は、やはり、ＵＮＩＣの１回巻きの８の字形のシムループに関し、無視できるものであった。チャンネル毎に１〜２個のチョークを伴う、２回巻きの８の字形のシムループ及び３回巻きの８の字形のループは、９２〜９３％の、わずかな低下を生じた。ＵＮＩＣループは、より多くのシムチャンネルを提供する一方で、ｉＰＲＥＳループに比べ、より良好な信号対ノイズ比を有し、また、シムループ毎のＲＦチョークが少ない。複数巻きにより、シム場の強度を増大させる。ＵＮＩＣコイルは、従来のＲＦコイルに比べ、コイルアセンブリの寸法を増大しない。

本発明の様々な実施形態が、詳細な説明において上述されている。これら記載には、上の実施形態が直接記載されているが、当業者が、本明細書に示し、記載する特定の実施形態に対する変形及び／または変更を想起し得ることを理解されたい。この記載の範囲内にあるそのような変更または変形は、同様に、記載に含まれることが意図されている。特別に記されていない限り、本明細書及び特許請求の範囲の言葉及びフレーズには、適用可能な技術（複数可）の当業者には通常であるとともに従来の意味が与えられることが、本発明者の意図である。

出願時に本出願人には既知である、様々な実施例の上の記載が、提供され、説明及び解説の目的が意図されている。本記載は、網羅的であることは意図されておらず、開示の明確な形態に本発明を限定もしない。また、多くの変形及び変更が、上述の教示に照らして、可能である。記載された実施例は、本発明の原理及びその実用状の用途を説明し、かつ、他の当業者が、様々な実施例において、かつ、考えられる特定の使用に適切である様々な変形を伴って、本発明を利用することを可能にする役割を果たす。したがって、本発明は、本発明を実施するために開示された特定の実施形態には限定されないことが意図されている。

本発明の特定の実施例が、示され、記載されてきたが、当業者には、本明細書の教示に基づき、変形及び変更が、本発明及びそのより広い態様から逸脱することなく行われ得ることが明らかである。当該技術内の当業者には、一般に、本明細書に使用される用語は概して、「オープン」の用語であるものであると意図されていることを理解されたい（たとえば、「ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ（含む）」との用語は、「ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ ｂｕｔ ｎｏｔ ｌｉｍｉｔｅｄ ｔｏ（含むが、それに限定されない）」として解されるものとし、「ｈａｖｉｎｇ（有する）」との用語は、「ｈａｖｉｎｇ ａｔ ｌｅａｓｔ（少なくとも〜を有する）」として解されるものとし、また、「ｉｎｃｌｕｄｅｓ（含む）」との用語は、「ｉｎｃｌｕｄｅｓ ｂｕｔ ｉｓ ｎｏｔ ｌｉｍｉｔｅｄ ｔｏ（含むが、それに限定されない）」として解されるものとする、などである）。

Claims (44)

1. 送信または受信の少なくとも一方のためのＲＦモードで作動するＲＦコイル要素、
   Ｂ０シミングのための局所的なＢ０磁場を生成するシムコイル要素内の直流（ＤＣ）電流を伴うＤＣモードで作動する少なくとも１つのシムコイル要素を有する、分離したシムコイルアレイ
   を含む、統合されたコイルアレイシステムであって、前記ＲＦコイル要素の少なくとも一部と、分離したシムコイルアレイとが、互いにオーバーラップし、かつ幾何学的に互いから減結合されている、前記統合されたコイルアレイシステムと、
   ターゲット対象を保持する、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）スキャナの磁石ボアであって、前記ＲＦコイル要素及び分離したシムアレイが前記ターゲット対象の周りに配置される、前記磁石ボアと、
   前記シムコイルアレイの前記少なくとも１つのシムコイル要素にＤＣ電流を供給するための、前記シムコイルアレイと通じているＤＣ電源と、
   Ｂ０シミングのための前記局所的なＢ０磁場を生成するために前記シムコイル要素に前記ＤＣ電流を供給するように前記ＤＣ電源を導くように構成された、前記シムコイルアレイと通じているシムコイル回路と、
   ＲＦ受信のため前記対象からＭＲ信号を受信するかまたはＲＦ送信のため前記対象へＲＦパルスを送信するように構成された、前記ＲＦコイル要素と通じているＲＦ回路と
   を備えた、ＭＲＩシステム。
2. 前記ＲＦコイル要素が、コイルアレイ内の複数のＲＦコイル要素の１つであり、前記複数のＲＦコイル要素中の少なくとも１つの前記ＲＦコイル要素が、前記シムコイルアレイの、それぞれの関連する２Ｎ個のシムコイル要素を有している、請求項１に記載のシステム。
3. 前記それぞれの２Ｎ個のシムループの１つが、前記それぞれのＲＦコイル要素によって誘導された望ましくないＲＦ電流から生じる１つの極性の磁束を有し、前記それぞれのシムコイル要素の第２のものが、前記の同じＲＦコイル要素によって誘導された逆の極性を有する、請求項２に記載のシステム。
4. 前記２Ｎ個のシムコイル要素が、サイズ及び形状において同一であり、前記２Ｎ個のシムコイル要素の少なくとも２つが、ＤＣ遮断コンデンサの対を通して順次接続されている、請求項２に記載のシステム。
5. 前記ＤＣ電源が２Ｎ個のチャンネルを含み、前記チャンネルの各々がシムコイル要素に対応し、前記シム回路により、各シムコイル要素内の各ＤＣ電流の個別の調整が可能である、請求項２に記載のシステム。
6. 前記シムコイル要素が、複数巻きのループである、請求項１に記載のシステム。
7. 前記それぞれのＲＦコイルアレイが、受信専用ＲＦコイルアレイ、送信専用ＲＦコイルアレイ、または送信／受信ＲＦコイルアレイの１つである、請求項２に記載のシステム。
8. 前記シムコイル要素及び前記ＲＦコイル要素の形状が、閉曲線、多角形、円形形状、正方形形状、矩形形状、菱形形状、または三角形形状の１つであってもよい、請求項１に記載のシステム。
9. 前記統合されたコイルアレイシステムが、頭部コイル、頭部頸部脊椎コイル、心臓コイル、身体コイル、胴体コイル、胸部コイル、筋骨格コイル、膝コイル、足／足首コイル、頸動脈コイル、手首コイル、頸椎／胸椎／腰椎コイルの１つである、請求項１に記載のシステム。
10. 組織ではない物質を撮像する、請求項１に記載のシステム。
11. 前記ＭＲＩスキャナが、人間用スキャナ、動物用スキャナ、物質用ＭＲシステム、またはＮＭＲ分光計の１つである、請求項１に記載のシステム。
12. 前記統合されたコイルアレイシステムが、前記ＲＦコイルアレイ及び前記分離したシムコイルアレイの個別に操作可能な別個のコイル要素の、密にスタックされた複数の層を含んでいる、請求項２に記載のシステム。
13. 前記シム回路が、前記生成された局所的なＢ０磁場に関連するＢ０マップを生成し、Ｂ０シミングを実施するように構成されている、請求項１に記載のシステム。
14. 前記シム回路が、前記シムコイルアレイの前記コイル要素内のＤＣ電流を制御し、前記生成された局所的なＢ０磁場を測定するように構成されている、請求項１に記載のシステム。
15. 前記シム回路がＭＲスキャナと通じており、前記シムコイルアレイ内の前記シムコイル要素が、前記ＤＣ電源からのＤＣ電流のための少なくとも１つのループを備え、前記少なくとも１つのループがインダクタを含んでいる、請求項１に記載のシステム。
16. 前記ＲＦコイル要素が、単一の送受信ＲＦコイル要素であり、前記ＲＦ回路が、前記シムコイルアレイに、前記シムコイルアレイからの前記生成された局所的なＢ０磁場を使用して主磁場Ｂ０の不均一性をシミングさせながら、前記ＲＦコイルアレイに送受信を行わせるような、ＭＲスキャナと通じている、請求項１に記載のシステム。
17. 前記ＲＦコイル要素が、ＲＦ信号を送信または受信するように構成されており、前記シムコイルアレイの前記シムコイル要素が、Ｂ０磁場シミングのための前記局所的なＢ０磁場を生成するために独立してかつ同時に作動するように構成されている、請求項１に記載のシステム。
18. 前記シムコイルアレイが、前記ターゲット対象の全体にわたって一様な磁場を提供するために前記局所的なＢ０磁場を生成するように構成されている、請求項１に記載のシステム。
19. 送信または受信の少なくとも一方のためのＲＦモードで作動するＲＦコイル要素、
    Ｂ０シミングのための局所的なＢ０磁場を生成するためのそれぞれのコイル要素内の直流（ＤＣ）電流を伴うＤＣモードで作動する少なくとも１つのシムコイル要素を有する、分離したシムコイルアレイ
    を含む、統合されたコイルアレイシステムであって、前記ＲＦコイル要素と、分離したシムコイルアレイとが、少なくとも１つの物理的導体を共有し、互いにオーバーラップし、かつ幾何学的に互いから減結合されている、前記統合されたコイルアレイシステムと、
    ターゲット対象を保持する磁石ボアであって、前記ＲＦコイル要素及び分離したシムアレイが、前記ターゲット対象の周りに配置される、前記磁石ボアと、
    前記シムコイルアレイの前記少なくとも１つのシムコイル要素にＤＣ電流を供給するための、前記シムコイルアレイと通じているＤＣ電源と、
    Ｂ０シミングのための前記局所的なＢ０磁場を生成するために前記シムコイル要素に前記ＤＣ電流を供給するように前記ＤＣ電源を導くように構成された、前記シムコイルアレイと通じているシムコイル回路と、
    ＲＦ受信のため前記対象からＭＲ信号を受信するかまたはＲＦ送信のため前記対象へＲＦパルスを送信するように構成された、前記ＲＦコイル要素と通じているＲＦ回路と
    を備えた、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）システム。
20. 前記ＲＦコイル要素が、コイルアレイ内の複数のＲＦコイル要素の１つであり、前記複数のＲＦコイル要素中の少なくとも１つの前記ＲＦコイル要素が、前記シムコイルアレイの、それぞれの関連する２Ｎ個のシムコイル要素を有している、請求項１９に記載のシステム。
21. 前記それぞれの２Ｎ個のシムループの１つが、前記それぞれのＲＦコイル要素によって誘導された望ましくないＲＦ電流から生じる１つの極性の磁束を有し、前記それぞれのシムループの第２のものが、前記の同じＲＦコイル要素によって誘導された逆の極性を有する、請求項２０に記載のシステム。
22. 前記２Ｎ個のシムループが、サイズ及び形状において同一であり、前記２Ｎ個のシムループの少なくとも２つが、ＤＣ遮断コンデンサの対を通して順次接続されている、請求項２０に記載のシステム。
23. 前記ＤＣ電源が２Ｎ個のチャンネルを含み、前記チャンネルの各々がシムコイル要素に対応し、前記シム回路により、各シムコイル要素内の各ＤＣ電流の個別の調整が可能である、請求項２０に記載のシステム。
24. シムコイル要素が、複数巻きのループである、請求項１９に記載のシステム。
25. 前記ＲＦコイルアレイが、受信専用ＲＦコイルアレイ、送信専用ＲＦコイルアレイ、または送信／受信ＲＦコイルアレイの１つである、請求項２０に記載のシステム。
26. シムコイル要素及び前記ＲＦコイル要素の形状が、閉曲線、多角形、円形形状、正方形形状、矩形形状、菱形形状、または三角形形状の１つであってもよい、請求項１９に記載のシステム。
27. 前記統合されたコイルアレイシステムが、頭部コイル、頭部頸部脊椎コイル、心臓コイル、身体コイル、胴体コイル、胸部コイル、筋骨格コイル、膝コイル、足／足首コイル、頸動脈コイル、手首コイル、頸椎／胸椎／腰椎コイルの１つである、請求項１９に記載のシステム。
28. 組織ではない物質を撮像する、請求項１９に記載のシステム。
29. 前記ＭＲＩスキャナが、人間用スキャナ、動物用スキャナ、物質用ＭＲシステム、またはＮＭＲ分光計の１つである、請求項１９に記載のシステム。
30. 前記統合されたコイルアレイシステムが、前記ＲＦコイルアレイ及び前記分離したシムコイルアレイの個別に操作可能な別個のコイル要素の、密にスタックされた複数の層を含んでいる、請求項２０に記載のシステム。
31. 前記シム回路が、前記生成された局所的なＢ０磁場に関連するＢ０マップを生成し、Ｂ０シミングを実施するように構成されている、請求項１９に記載のシステム。
32. 前記シム回路が、前記シムコイルアレイの前記コイル要素内のＤＣ電流を制御し、前記生成された局所的なＢ０磁場を測定するように構成されている、請求項１９に記載のシステム。
33. 前記シム回路がＭＲスキャナと通じており、前記シムコイルアレイ内の前記コイル要素の各々が、前記ＤＣ電源からのＤＣ電流のための少なくとも１つのループを備え、前記少なくとも１つのループがインダクタを含んでいる、請求項１９に記載のシステム。
34. 前記ＲＦコイル要素が、単一の送受信ＲＦコイルアレイであり、前記ＲＦ回路が、前記シムコイルアレイに、前記シムコイルアレイからの前記生成された局所的なＢ０磁場を使用して主磁場Ｂ０の不均一性をシミングさせながら、前記ＲＦコイル要素に送受信を行わせるような、ＭＲスキャナと通じている、請求項１９に記載のシステム。
35. 前記ＲＦコイル要素が、ＲＦ信号を送信または受信するように構成されており、前記シムコイルアレイの前記シムコイル要素が、Ｂ０磁場シミングのための前記局所的なＢ０磁場を生成するために独立してかつ同時に作動するように構成されている、請求項１９に記載のシステム。
36. 前記シムコイルアレイが、前記ターゲット対象の全体にわたって一様な磁場を提供するために前記局所的なＢ０磁場を生成するように構成されている、請求項１９に記載のシステム。
37. 磁気共鳴（ＭＲ）システムをシミングする方法であって、
    シムコイル要素を有する少なくとも１つのシムコイルアレイを提供することであって、前記コイル要素が、少なくとも１つのループを含む直流（ＤＣ）電流経路と関連づけられた回路を有する、前記提供することと、
    ＲＦ送信モードまたはＲＦ受信モードの少なくとも一方でＲＦコイル要素を作動させることであって、前記ＲＦコイル要素の少なくとも一部と、分離したシムコイルアレイとが、互いにオーバーラップし、かつ幾何学的に互いから減結合されている、前記作動させることと、
    前記ＲＦコイル要素の前記送信モードまたは前記受信モードと並行して、前記シムコイルアレイの前記シムコイル要素の前記ＤＣ電流経路を通してＤＣ電流を流すことと、
    前記シムコイル要素の前記ＤＣ電流経路を通る前記ＤＣ電流の前記流れに応じて、局所的なＢ０磁場を生成し、それにより、前記生成された局所的なＢ０磁場を使用して前記ＭＲシステムの磁石の撮像空間をＢ０シミングすることと
    を含む、前記方法。
38. 前記複数のコイル要素からの全体の磁束が最小にされている、請求項３７に記載の方法。
39. 前記複数のコイル要素と前記それぞれのＲＦコイル要素との相互インダクタンスが最小にされている、請求項３７に記載の方法。
40. 磁気共鳴（ＭＲ）システムをシミングする方法であって、
    シムコイル要素を有する少なくとも１つのシムコイルアレイを提供することであって、前記シムコイル要素が、少なくとも１つのループを含む直流（ＤＣ）電流経路と関連づけられた回路を有する、前記提供することと、
    ＲＦ送信モードまたはＲＦ受信モードの少なくとも一方でＲＦコイル要素を作動させることであって、前記ＲＦコイルアレイとシムコイルアレイとが、少なくとも１つの物理的導体を共有する、前記作動させることと、
    前記ＲＦコイル要素の前記送信モードまたは前記受信モードと並行して、前記シムコイル要素の前記ＤＣ電流経路を通してＤＣ電流を流すことと、
    前記シムコイル要素の前記ＤＣ電流経路を通る前記ＤＣ電流の前記流れに応じて、局所的なＢ０磁場を生成し、それにより、前記生成された局所的なＢ０磁場を使用して前記ＭＲシステムの磁石の撮像空間をＢ０シミングすることと
    を含む、前記方法。
41. ＲＦコイルと、
    各々が前記ＲＦコイルから物理的に分離されている複数のコイル要素を有する少なくとも１つのシムコイルアレイであって、各コイル要素が、正の端子及び負の端子を有するＤＣ電源接続部を有するＤＣ電流ループを含み、ＤＣ電流が、前記ＤＣ電流ループ内を流れかつ循環して、局所的なＢ０磁場を生成する、前記少なくとも１つのシムコイルアレイと
    を備えた、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）システムのための統合されたコイルアレイアセンブリであって、
    送信または受信の少なくとも一方のためのＲＦモードと、Ｂ０シミングのための局所的なＢ０磁場を生成するための直流モードとを同時に提供するように構成されている、前記統合されたコイルアレイアセンブリ。
42. 前記コイル要素の各々が、ＲＦチョークを含んでいる、請求項４１に記載のコイルアセンブリ。
43. 第１のＲＦチョークが、前記正の端子と前記ＤＣ電流ループとの間に直列に接続されており、第２のＲＦチョークが、前記負の端子と前記ＤＣ電流ループとの間に直列に接続されている、請求項４１に記載のコイルアセンブリ。
44. ＲＦコイルと、
    複数のコイル要素を有する少なくとも１つのシムコイルアレイであって、前記コイル要素の少なくとも１つが、前記ＲＦコイルと共有されたセグメント及び前記ＲＦコイルと共有されていないセグメントを有し、各コイル要素が、正の端子及び負の端子を有するＤＣ電源接続部を有するＤＣ電流ループを含み、ＤＣ電流が、前記ＤＣ電流ループ内を流れかつ循環して、局所的なＢ０磁場を生成する、前記少なくとも１つのシムコイルアレイと
    を備えた、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）システムのための統合されたコイルアレイアセンブリであって、
    送信または受信の少なくとも一方のためのＲＦモードと、Ｂ０シミングのための局所的なＢ０磁場を生成するための直流モードとを同時に提供するように構成されている、前記統合されたコイルアレイアセンブリ。

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