JP5311868B2 - 磁気共鳴イメージングシステムにおける実質的に環状の撮像領域の作成装置 - Google Patents

Description

本発明は、軸対称マグネットを備えた磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置において磁気共鳴イメージングを可能にするのに十分な均一度のトロイダル磁場ボリュームを形成するための装置、および、そうしなければ実質的に円筒形の撮像ボリュームを生じるＭＲＩ装置にこのようなトロイダルボリュームを形成するための装置に関する。

以下の説明では、とりわけソレノイドマグネット装置を用いた軸対称の円筒形システムに言及する。「半径方向」、「軸方向」等の用語は、文脈において別の要求がない限り、然るべく解釈すべきである。

ＭＲＩイメージングシステムの撮像ボリュームのサイズおよび形状は、このようなシステムの設計およびコストに関する重要な要因である。視野（ＦＯＶ）としても知られる撮像ボリュームのサイズおよび形状は、必要とされる撮像のタイプに基づいて、３ｐｐｍのピークツーピーク等高線のような均一度等高線によって定めることが可能である。撮像ボリュームに必要とされる半径方向の直径は、肩および胸部の撮像に関する要件によって決まる場合が多い。半径方向幅が十分である撮像ボリュームを実現するため、マグネット設計者は、一般にその設計において半径方向に拡張した偏平楕円形撮像ボリュームを形成することを目標とする。

しかしながら、腹部のような大きい部位の撮像に有利な円筒形状の撮像ボリュームに対する要求もある。現在のところ、撮像法の後処理段階で、患者をマグネットの軸に沿って移動させて撮影したそれぞれ偏平楕円形撮像ボリュームから得られた２つの画像を接合することで、このような円形撮像ボリュームを有効に実現することが知られている。実質的に円筒形の撮像領域の利用には、ある特定のＦＯＶボリュームに関して、より一般的な楕円形状のＦＯＶの場合よりも患者テーブルの移動を少なくして人間の腹部領域の合成画像を形成することができるという利点がある。

図１には、それぞれ適切な均一度等高線内に形成されている現在実現可能な偏平楕円撮像ボリューム１０と、同じ容積の現在実現可能な円筒形撮像領域１２との断面例が示されている。患者の脊椎がマグネットのＺ軸１６に対して平行になるように位置合わせされている点に留意されたい。楕円形撮像ボリューム１０は約３５ｃｍの軸方向長さｚおよび約４４ｃｍの半径方向の直径ｘを有する。円筒形撮像領域１２は約２８ｃｍの軸方向長さｚおよび約４０ｃｍの半径方向の直径ｘを有する。

このような円筒形ＦＯＶ１２の可能性のある欠点は、円筒形ＦＯＶ１２および楕円形ＦＯＶ１０に関して撮像可能であることが必要とされるトロイダルボリューム１４を示した図２Ａおよび２Ｂと比較すると明らかになるように、人間の肩領域が少なくとも部分的に円筒形ＦＯＶ外に出ることがある点にある。これはＦＯＶの半径方向幅を制限されたマグネットの場合にとりわけ問題になる。

図１、２の円筒形撮像ボリューム１２のように、ＦＯＶの半径方向幅が制限されたＭＲＩシステムで肩の画像が必要とされる場合、局所パッシブシムによって均一度を回復することが可能である。これは有効であることが分かっているが、面倒であり、パッシブシムの取付けおよび取り外しには手動介入が必要になる。

トロイダルボリューム内で撮像可能な公称上楕円形の撮像ボリューム１０を楕円形撮像ボリューム１０と同じ容積を持ち腹部の撮像に役立つ円筒形撮像ボリューム１２に変換するように、電動シムコイルを切換え可能に構成することが理論的には可能であることが分かっている。しかしながら、図１に例示のように、この結果として同等の楕円形撮像ボリューム１０より半径方向幅ｘが狭い円筒形撮像ボリューム１２を生じることになる。楕円形撮像ボリューム１０およびそれを生じさせるマグネットは、一般に患者の肩を収容するのに十分な半径方向の最大直径ｘを有するように設計される。楕円形撮像ボリューム１０から改変された円筒形撮像ボリューム１２は、半径方向の直径ｘが縮小されるので、円筒形撮像ボリュームは楕円形撮像ボリューム１０内に含まれる肩体積のかなりの部分を失うことになる。理論的には可能であるが、この現場調整を実現するのに必要なシムコイルは、非現実的なほど大きくなることが分かっている。

本発明の課題は、上述の問題に対処して、公称では実質的に円筒形の撮像領域を改変することにより、ある特定のＭＲＩイメージングシステムのために半径方向の最大直径が増した撮像ボリュームを生成するための実用的な装置を提供することにある。

撮像ボリュームを、公称では円筒形のボリューム（空間）からトロイダルボリュームの撮像に適した楕円形ボリュームに変化させるアクティブ抵抗シムコイルが検討されてきたが、このようなシムは、必要な電力量のために非実用的と考えられる。本発明によれば、公称では実質的に円筒形の撮像領域の変形によって特にトロイダルボリュームを目標とする抵抗シムは実用的であることが分かっている。本明細書において、このようなシムコイルはトロイダルシムと称されている。
従って、本発明によれば、軸に対して対称に配置された一次マグネットコイルを含むソレノイドマグネット装置が含まれている、磁気共鳴イメージングシステム内に実質的に環状の撮像領域を作成する装置において、
シム装置が設けられ、磁気共鳴イメージングシステムは、シム装置が作用していない場合には半径方向の第１の最大直径を有する第１の撮像領域を生じ、シム装置が第１の方向に電流を流す場合には実質的に環形状で半径方向の第１の最大直径を超える半径方向の第２の最大直径を有する第２の撮像領域を生じ、第２の撮像領域内における磁場均一度がシム装置の作用によって高められ、第２の撮像領域の中心における磁場均一度がシム装置の作用によって低下させられる磁気共鳴イメージングシステムにおける実質的に環状の撮像領域の作成装置が提供される。（請求項１）。
本発明による優れた実施態様は次の通りである。
・第１の撮像領域は、シム装置が作用していない場合には第１の軸方向最大長を有し、シム装置が前記第１の方向とは逆の第２の方向に電流を流す場合には第１の軸方向最大長を超える第２の軸方向最大長を有する第３の撮像領域を生じ、第３の撮像領域内における磁場均一度がシム装置の逆方向の作用によって高められる（請求項２）。
・第１の撮像領域は実質的に円筒形状である（請求項３）。
・シム装置は、シム装置の機能とは異なる機能を実行するコイルに追加電流を流す装置を含む（請求項４）。
・シム装置は、軸に対して対称に配置された複数のシムコイルを備えるシムコイルセットを含む（請求項５）。
・シム装置の動作時に、シムコイルセットの少なくとも１つのコイルに、シムコイルセットの少なくとも１つの他のコイルに流れる電流とは逆方向の電流が流れる（請求項６）。
・シムコイルセットは少なくとも２つの異なる内半径のコイルを含む（請求項７）。
・さらに円筒形の傾斜磁場コイルアセンブリが設けられ、異なる内半径が傾斜磁場コイルアセンブリの半径方向の内面および外面にそれぞれのシムコイルを配置する（請求項８）。
・シムコイルセットは少なくとも１つの鞍型コイルを含む（請求項９）。
・一次マグネットコイルが中空の円筒形クライオスタット内に配置され、シムコイルセットがクライオスタットの内腔内に配置される（請求項１０）。
・クライオスタット内の巻型に能動遮蔽コイルが配置されている（請求項１１）。

本発明の以上のおよびその他の目的、特徴、および、利点については、付属の図面に関連してただ例証だけを目的として示されたそのいくつかの実施形態に関する下記の説明から明らかになるであろう。

本発明によれば、半径方向に制限された撮像ボリューム（撮像空間）を有する円筒形マグネット内で肩の撮像を可能にする装置が提供される。これは、公称では実質的に円筒形の撮像領域を、動作時に半径方向の最大直径が増し撮像に十分な均一度を有する実質的にトロイダル（ｔｏｒｏｉｄａｌ）撮像領域を生じるように改変するシム装置によって構成される。

本発明のいくつかの望ましい実施形態によれば、公称では円筒形のＦＯＶを備える円筒形マグネットに適用されると、ＦＯＶのトロイダルボリューム１４の均一度を改善するのに役立つ１つ又は複数の抵抗シムコイルから構成されたアクティブトロイダルシムが提供される。いくつかの実施形態では、トロイダルボリュームの撮像に用いられる場合と比べて逆方向の電流がシムに流れると、同じシムが脊椎領域における磁場均一度を高めるのに役立つ。

図４には、本発明による改良に適した従来の磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムのマグネット装置に関する簡略化された軸方向半断面図が示されている。マグネットシステムの主要な構成部品だけしか示されておらず、当該技術者には明らかなようにこのような装置には他の多くの構成部品が含まれるが、分かりやすくするため例示されていない。

軸Ａ−Ａに対して対称なソレノイドマグネット装置３０が示されている。一次マグネットコイル３２および能動遮蔽コイル３４がクライオスタット３６内の巻型（図示されていない）に配置されている。クライオスタット３６の内腔内には円筒形傾斜磁場コイルアセンブリ３８が設けられている。傾斜磁場コイルアセンブリには、一般に複数の傾斜磁場コイルが含まれており、一次コイルおよび遮蔽コイルによって生じる磁場に最適な均一度をもたらすのに必要なアクティブシムまたはパッシブシムが収容される場合が多い。撮像のためにボディコイルまたはＲＦコイル４０が設けられている。それは一般に円筒形であり、傾斜磁場コイルアセンブリ３８の外面とクライオスタット内腔の外面との間に配置される。

図３には、本発明に従って生じさせることができる±２ｐｐｍの均一度等高線内に形成されたトロイダル撮像領域１４が示されている。撮像領域１４はＺ軸１６に対して回転対称をなす環状である。図１および３の比較から明らかなように、図３の本発明によるトロイダル撮像領域１４における半径方向の最大直径ｘは、従来技術による楕円形撮像領域１０によって得られるのと同じであり、従来技術による実質的に円筒形の撮像領域１２のものより大きい。これは図２Ａおよび２Ｂにおいてより明確に示されている。本発明のトロイダルシムによって磁場均一度が高まるので、トロイダルボリューム全体にわたって撮像の実施に十分な均一度の磁場が生じる。

本発明のトロイダルシムを用いて公称では円筒形の均一領域を改変すると、均一領域の半径方向の最大直径が、その中心１８における均一度の低下という犠牲を払って図３に例示のトロイダルボリューム１４を含むのに十分なほど増大する。しかしながら、これは人間の肩および軸１６から半径方向に離れて配置された他の被検体の撮像にとって重要ではない。

図５には、本発明に従って改良された磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムの軸対称マグネット装置に関する簡略化された軸方向半断面図が示されている。マグネットシステムの主要な構成部品だけしか示されておらず、当該技術者には明らかなようにこのような装置には他の多くの構成部品が含まれるが、分かりやすくするため例示されていない。図４と共通の特徴は共通の参照番号を有している。

本発明によって提供される装置例は、傾斜磁場コイルアセンブリ３８の内径に位置し、一部が傾斜磁場コイルアセンブリの外側に巻き付けられた複数の軸対称シムコイル４２から構成されている。

本発明の１つの実施形態によれば、図示のように複数のシムコイル４２が設けられている。各コイルには、使用時のそれぞれのコイルにおける電流の流れ方向を示す極性表示＋または−が付されている。例示の実施形態は交流コイル電流極性のコイルを備えている。しかし、これは必ずしもそうとは限らず、他の実施形態には、交流コイル電流極性を備えないものもある。しかし一般的には、順方向電流と逆方向電流の両方が流れるコイルが必要とされる。

例示のコイル位置および極性は概略でしかないが、当該技術者であれば、当該技術において一般に用いられる最適化コンピュータプログラムの１つを利用してコイルのサイズ、位置、および、電流極性の最適な組合せを決定することが可能であろう。

しかしながら、発明者によって、本発明による動作は少なくとも２つの異なる内半径ｒ１，ｒ２のコイル４２を用いることによって促進されることが分かった。図５に例示のように、これら半径の異なるコイルは、傾斜磁場コイルアセンブリ３８の半径方向の内面および外面に配置することが可能である。その代替として、本発明のアクティブシムコイルは、できればそれぞれ半径方向の内面および外面に向かって変位させて傾斜磁場コイルアセンブリ内に組み込むことも可能である。

図５に示す例には、軸対称ソレノイドコイルだけしか示されていないが、他の実施形態には、いわゆる鞍型コイル、すなわち、当該技術者には既知のように平行な直線部片によって接合されて鞍形状をなす弓状部片から形成された三次元コイルを用いるものもある。しかしながら、軸対称ソレノイドコイルは、傾斜磁場コイルアセンブリの製造工程の一部として容易に製造することができるので望ましい。

図６には、本発明の１つの実施形態に関する電流分布が示されている。以下では、このような分布に到達するのに用いられた方法例について詳述する。この分布には、高い正電流点と低い負電流点が含まれている。対応する位置にコイルを配置し、対応する電流をコイルに流すことによって、このような実施形態を実現することが可能になる。

図７には、マグネットによって生じる実質的に円筒形の撮像ボリューム１２を例示した、本発明のシムコイルが作動していない状態にあるマグネットの中心における磁場均一度の等高線が示されている。トロイダル撮像ボリューム１４内に現れるいくつかの等高線から分かるように、磁場は、人間の肩の撮像に必要な撮像ボリュームと、図３に関連して既述の他の半径方向に変位したアーチファクトとを表すトロイダルボリューム１４全体の撮像に十分なほど均一ではない。

図８には、動作時にトロイダルボリューム１４内の撮像のために十分な均一度の磁場を発生する、本発明のシムコイル４２を備えた図５のマグネットによって生じる磁場均一度が示されている。図７および８の比較によって認めることができるように、トロイダルボリューム１４における磁場均一度は、その領域全体にわたる撮像が可能になるように改善されるが、その中心１８における磁場均一度は低下する。

図９には、トロイダル撮像ボリューム１４の表面における磁場均一度が示されている。曲線５４は、本発明のシムコイルが作動していない場合の、図７に１４で示す円のまわりで観測された磁場誤差（公称値からの偏差）を表わしている。曲線５６は、本発明のシムコイルが作動している場合の、図８に１４で示す円のまわりで観測された磁場誤差（公称値からの偏差）を表わしている。これらの値は角度ｔｈの関数として示されており、ここで、０度は、図７および８に示す円の右側の点５８（ｘ＝２２ｃｍおよびｚ＝０ｃｍ）に相当し、９０度は、図７および８に示す円の上側の点６０（ｘ＝１３ｃｍおよびｚ＝９ｃｍ）に相当し、１８０度は、図７および８に示す円の左側の点６２（ｘ＝４ｃｍおよびｚ＝０ｃｍ）に相当する。

トロイダルボリューム１４における改変されていない磁場５４（図９にピークを切断して示された）の不均一度の理論的ピークツーピーク値は、約７ｐｐｍの値に達する。これは撮像を実施するには不十分な質の磁場であることを表わしている。しかしながら、本発明のシムコイルを利用すると、図９に５６で例示の磁場の改変によって、理論的ピークツーピーク不均一度が２ｐｐｍ未満になるが、これはトロイダルボリューム１４全体にわたる撮像の実施に十分な質の磁場であることを表わしている。

本明細書に記載の実施形態には、約３０００アンペア／メータが必要であり、目標となるトロイダルボリューム１４の理論的なピークツーピーク均一度が１．８ｐｐｍになる。このようなシムコイル装置は、比較的控えめな電力量（約１００Ｗ）を消費する抵抗コイルによって実施することが可能であり、１つの実施形態では断面積が約７００ｍｍ²の適度なボリューム量を占めることになる。

すなわち、本発明によれば、半径方向の最大直径がより小さい実質的に円筒形の撮像ボリュームを調整することによってトロイダルボリューム１４内に画像を生成可能にするのに十分な均一度の磁場が生じるように最適化された、少なくとも１つのシムコイルを含むシムコイルセットが提供される。その結果、実質的に円筒形の撮像ボリュームにシムコイルセットを用いて、必要とされる半径方向の最大直径が増した撮像領域が得られるようにすることで、トロイダルボリューム１４内に既述の均一な磁場が比較的簡単に形成されることが分かった。このような構成には、半径方向の最大直径が同じである実質的に円筒形の撮像ボリュームを生成するのに十分な主マグネットを設ける場合よりも少なくかつ小さいかあるいはそのいずれかであるコイル巻線で十分であり、その結果よりコンパクトな設計になる。本発明のシムコイルセットは、実質的に円筒形の撮像領域を、本発明によって得られるトロイダル撮像ボリューム１４と同じ半径方向の最大直径を持つ偏平楕円形撮像ボリュームに改変するシムコイルセットよりコンパクトでより実用的である。トロイダル撮像ボリューム１４の利用は、肩、腰、胸部、および、人間、動物、または、無生物の被検体における他の半径方向に偏位した特徴の画像生成に役立ち、ボリュームの中心１８における磁場均一度の低下化は必要な撮像にとって重要ではない。本発明のシムコイルは、必要な撮像に応じて、起動すると既述のトロイダル撮像ボリューム１４を形成し、停止すると従来の円筒形撮像ボリューム１２を形成することが可能である。

従って、本発明によれば、１つ又は複数の比較的コンパクトなシムコイル４２を追加することによって特定のＭＲＩイメージングシステムの設計された撮像ボリュームの半径方向における最大直径を超える人体または他の物体の部分を撮像することが可能になる。

電磁シム（ｅシムとしても知られる）が知られている。このようなｅシムは、ＭＲＩシステムの全撮像領域を改変し、ＭＲＩシステムの主マグネットによって生じる均一な磁場における欠陥の影響を弱め、撮像される被検体の反磁性による磁場の歪を補正するために設けられる。例えば、超伝導マグネットは、通常、例えば温度変動またはＺ₂ドリフトによるいくつかの低次不均一性を有している。このような変動は時変であり、従ってパッシブシミングによる粗調整には適さない。より正確には、ｅシムを流れる電流を調整して、電流磁場不均一性が補正される。このようなｅシムは通常抵抗導体であり、イメージングシステムの使用時には必ず電源に接続される。

一方、本発明によって提供されるシムコイルは、マグネットの基本的均一性を改善しようとするものではない。実際、本発明のシムコイルの作用は、おそらく磁場全体の均一度を低下させることになるであろう。より正確には、本発明によれば、均一度が撮像のために十分である領域を、本発明のシムコイルの働きがない場合に得られる撮像ボリュームの外にある被検体の一部を収容するに十分である半径方向のより大きい最大直径に拡大することが可能になる。撮像領域の中心における均一度は結果として低下することがある。本発明のシムコイルは、磁場の高次調波を調整するが、基本的な磁場均一度に関与する低次調波は調整しない。本発明の一例では、人間の大人の肩関節を撮像するのに十分なトロイダル撮像ボリュームを設けることを意図したシムコイルは、撮像ボリュームの先端を切り取って、その設計ボリュームの半径方向の外側に拡大するのに必要なＺ₁₈を超える極めて高い調波次数だけを目標にしている。

実際には、本発明のシムコイルの設計は下記のように進めることが可能である。

設計者はＭＲＩシステムの寸法および磁場特性を入手可能である。とりわけ、設計者はシステムによって生じる磁場の高調波成分を入手可能になる。この情報は、当該技術者に良く知られている条件付き線形オプティマイザのようなオプティマイザプログラムに供給される。従って、設計者は、必要なトロイダル撮像ボリュームの位置および寸法と本発明のシムコイルの配置に利用可能な位置（傾斜磁場コイル３８の内面および外面の半径および利用可能な軸方向位置）をオプティマイザプログラムに供給する。設計者は、オプティマイザプログラムに、トロイダル撮像ボリューム内における最大に許容可能な不均一度と、本発明のシムコイルの最大に許容可能な電流密度とをも供給する。オプティマイザは、この情報を全て利用して、既述のＭＲＩシステム内に必要な寸法および質のトロイダル撮像領域を形成するのに最適化されたコイル位置および寸法を導き出す。

本発明のシムコイルの最適位置およびサイズは、各システム毎におよびトロイダル撮像領域に必要とされる寸法および質に応じて異なることになる。しかしながら、次の例には、有効に機能し、役に立つトロイダル撮像ボリューム１４を生じさせると判断された本発明による１組の最適化シムコイルの設計方法が例示されている。

１つの特定の例において、本発明のトロイダルシムは傾斜磁場コイルアセンブリに巻き付けられた軸対称の１組のコイルである。コイル巻線は傾斜磁場コイルアセンブリにはめ込まれるのが望ましく、一般に半径方向のスペースは極めて少ない。これによってその設計および構成が大幅に単純化される。

例えば、トロイダルボリューム１４の外半径は１９０ｍｍとし、内半径は８０ｍｍとすることが可能であるが、意図する用途に適した他の寸法を選択することも可能である。

いくつかの実施形態では、トロイダルシムの損失は１ｋＷ未満が望ましく、動作電流は１０Ａが望ましい。というのは、これらの制限内で動作するとアクティブシム用の既存の電源ユニットを確実に利用することができるからである。もちろん、異なる電源ユニットが設けられる場合には、これらの制限外の動作パラメータを備えた他の実施形態を開発することも可能である。

次に、本発明のトロイダルシムを設計するための設計手順の一例について述べる。トロイダルシムを設計するために、ＭＡＴＬＡＢ（登録商標）ソフトウェア（３ ａｐｐｌｅ Ｈｉｌｌ Ｄｒｉｖｅ，Ｎａｔｉｃｋ ＭＡ，ＵＳＡのＭａｔｈＷｏｒｋｓ Ｉｎｃ． www.mathworks.comから入手可能な）を利用していくつかの設計ツールが書かれているが、当該技術者によく知られた他のソフトウェアパッケージを用いることも可能である。

設計は、半径方向幅が広くないコイルの設計として開始されるので、トロイダルシムはその半径よりはるかに小さい半径方向幅を有するコイルから構成される。

マグネットの設計高調波を設定し、ボディコイルまたは傾斜磁場コイルアセンブリの内半径および外半径とトロイダルシムに利用可能な軸方向スペースを設定すると、それぞれ半径と軸方向座標によって決まる一連の重心が定まる。これは、そのために書かれたレイアウトツールであるＭＡＴＬＡＢ（登録商標）ツールによって実施可能である。最大電流密度は直接定められるが、それは、利用可能な電源ユニットの電流定格、ワイヤの軸方向幅、および、利用可能なスペース内に収容できる層数によって決まる。

そのために書かれた設計ツールである別のＭＡＴＬＡＢ（登録商標）ツールでは、目標としてのトロイダルボリュームの表面におけるいくつかの目標点が定められる。例えば２ｐｐｍに設定することができる磁場における目標ピークツーピーク変動も定められる。

設計ツールは、利用可能な電源ユニットによって決まる最大電流限度の制約を受ける必要なアンペア回数の総量が最小限に抑えられるように、重心毎に電流を計算する。この特定ツールは線形最適化法を用いるが、代わりに当該技術者によく知られた他の方法を用いることも可能である。

設計ツールによって実行可能な解決法は、一般に最大に許容可能な正電流および／または最大に許容可能な負電流における電流密度群から構成される。この設計ツール解決法によれば、コイルブロックは、半径方向寸法および軸方向寸法が選択された線材の半径方向幅および軸方向幅の倍数になり、設計ツールによる結果にできる限り近似するように手動で定めることが可能である。

これらのブロックの寸法は、最適なｂ１（中央平面に最も近いコイルブロック側面の軸方向座標）およびｂ２（各コイルブロックについて中央平面から最も遠いコイルブロック側面の軸方向座標）を見つける働きをするように書かれたオプティマイザツールに入力される。次に、各コイルの巻数が整数値に丸められ、各コイルブロックの軸方向位置が、軸方向高調波に関して設計ツールによる結果に最もぴったり一致する結果をもたらすように最適化されることになる。

次に、ある特定の円筒形マグネット用のトロイダルシムの設計に関してこの設計プロセスの説明を行う。いくつかの重心が定められたが、その一部は、傾斜磁場コイルアセンブリの内面への取付けに適しておりマグネットの中央平面に対して対称であってもよい第１の軸方向範囲内にある第１の半径に位置し、一部は、傾斜磁場コイルアセンブリの外面への取付けに適しておりマグネットの中央平面に対して対称であってもよく、第１の軸方向範囲に重なってもよい第２の軸方向範囲内にある第２の半径上に間隔をあけて位置している。

設計ツールの実行において、１３０ｍｍの外半径および９５ｍｍの内半径を有するトロイダルボリュームが目標にされたが、意図する用途に応じて他の半径を選択することが可能である。実現可能な最適ピークツーピーク不均一度は、本発明のトロイダルシムが存在しない同じ領域に関する７．３ｐｐｍに比べて２．１ｐｐｍであった。

図１０Ａ〜１０Ｃにおいて明らかなように、本例で結果として得られる設計によってトロイダルボリュームの均一度が十分に改善されることが分かる。本例のトロイダルボリュームは、マグネットの中心線からＺ方向にオフセットしている。図１１Ｂには、トロイダルシムが作用していない状態で図１１Ａの磁場を生じるマグネットをそれぞれ＋１０Ａの正電流および−１０Ａの負電流で動作させた場合に予想される、このトロイダルシム例の性能が示されている。

本発明のトロイダルシムのこの特定実施形態に関する別の利点は、負の励磁すなわちトロイダルシムの各コイルにおける電流方向の逆転によって、図１２示すように脊椎撮像ボリューム１５における磁場均一度が著しく改善される点である。

従って、本発明によれば、公称では円筒形の撮像領域より大きい最大直径の軸対称トロイダル領域の磁場均一性を改善する働きをすることによって、円筒形の撮像ボリュームを持つマグネット設計の半径方向幅が制限されるという欠点に対処するアクティブシムコイル、好ましくは軸対称シムコイルが提供される。本発明のトロイダルシムコイルは、設計された実質的に円筒形の撮像領域１２に撮像を制限することと、設計された円筒形撮像ボリューム１２から全体的に楕円形の撮像ボリューム１０を生成するのに十分なシムを設けることとの間における妥協案に相当する。このようなシムは、非現実的なほど大きくなることが分かった。人体構造によれば、肩のような半径方向の端部は撮像ボリュームの中心の撮像を必要とすることなく撮像することができる。従って、本発明のトロイダルシムによって生じるトロイダル撮像ボリュームは、従来撮像領域内に配置するのが困難であった半径方向に偏位した各種特徴の撮像を可能ならしめるのに有効であることが分かる。

本発明のシムコイルは、所望の撮像法に従って簡単にオン／オフする抵抗コイルとして実現するのが望ましい。

本発明のシム装置は、本発明の目的のために設けられる個別シムコイルとして解説されたが、１つ又は複数のシムコイルとして実現される上述のシミング装置は、実際には、他の理由からＭＲＩシステム内に設けられた１つ又は複数のコイルに追加電流を流すことによって実施することが可能である。

ＭＲＩイメージングシステムの従来の半径方向に拡張した偏平楕円形撮像領域および従来の円筒形撮像領域を示す図 撮像に必要なトロイダルボリュームに関連して従来の円筒形の撮像領域および楕円形の撮像領域を示す図 撮像に必要なトロイダルボリュームに関連して従来の円筒形の撮像領域および楕円形の撮像領域を示す図 本発明によるＭＲＩイメージングシステムの目標となるトロイダル撮像ボリュームを示す図 ＭＲＩイメージングのための軸対称円筒形マグネットを示す半断面図 本発明の１つの実施形態によって改変された図４のマグネットを示す図 本発明の１つの実施形態によるアクティブシムの設計プロセスにおけるある段階に基づく電流分布を示す図 図３の目標となるトロイダル撮像ボリュームと共に実質的に円筒形の撮像ボリュームを例示した磁場均一度の等高線を示す図 本発明の１つの実施形態によるトロイダル撮像ボリュームを例示した磁場均一度の等高線を示す図 撮像領域が実質的に円筒形の従来のＭＲＩイメージングシステムおよび本発明に従って改変されたＭＲＩイメージングシステムにおける図３の目標となるトロイダル撮像ボリュームの表面における理論上の磁場均一度のグラフ 本発明の１つの実施形態によるアクティブシムを用いることによるトロイダルボリューム内における磁場均一度の改善を示す図 本発明の１つの実施形態によるアクティブシムを用いることによるトロイダルボリューム内における磁場均一度の改善を示す図 別のフォーマットで本発明の１つの実施形態によるアクティブシムを用いることによるトロイダルボリューム内における磁場均一度の改善を示す図 本発明の別の実施形態によるアクティブシムを用いることによるトロイダルボリューム内における磁場均一度の改善を示す図 本発明の別の実施形態によるアクティブシムを用いることによるトロイダルボリューム内における磁場均一度の改善を示す図 本発明によるアクティブシムを逆方向に用いることによる軸方向に細長いボリューム内における磁場均一度の改善を示す図

符号の説明

１２ 円筒形撮像領域
１４ トロイダル撮像領域
１５ 脊椎撮像領域
１８ トロイダル撮像領域の中心
３０ ソレノイドマグネット装置
３２ 一次マグネットコイル
３４ 能動遮蔽コイル
３６ クライオスタット
３８ 傾斜磁場コイルアセンブリ
４２ 軸対称シムコイル

Claims (11)

1. 軸（Ａ−Ａ）に対して対称に配置された一次マグネットコイル（３２）を含むソレノイドマグネット装置（３０）が含まれている、磁気共鳴イメージングシステム内に実質的に環状の撮像領域を作成する装置において、
   シム装置（４２）が設けられ、磁気共鳴イメージングシステムは、シム装置が作用していない場合には半径方向の第１の最大直径を有する第１の撮像領域（１２）を生じ、シム装置が第１の方向に電流を流す場合には実質的に環形状で半径方向の第１の最大直径を超える半径方向の第２の最大直径を有する第２の撮像領域（１４）を生じ、第２の撮像領域内における磁場均一度がシム装置の作用によって高められ、第２の撮像領域の中心（１８）における磁場均一度がシム装置の作用によって低下させられることを特徴とする磁気共鳴イメージングシステムにおける実質的に環状の撮像領域の作成装置。
2. 第１の撮像領域（１２）は、シム装置が作用していない場合には第１の軸方向最大長を有し、シム装置が前記第１の方向とは逆の第２の方向に電流を流す場合には第１の軸方向最大長を超える第２の軸方向最大長を有する第３の撮像領域（１５）を生じ、第３の撮像領域内における磁場均一度がシム装置の逆方向の作用によって高められることを特徴とする請求項１に記載の装置。
3. 第１の撮像領域は実質的に円筒形状であることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の装置。
4. シム装置は、シム装置の機能とは異なる機能を実行するコイルに追加電流を流す装置を含むことを特徴とする請求項１乃至３の１つに記載の装置。
5. シム装置は、軸に対して対称に配置された複数のシムコイル（４２）を備えるシムコイルセットを含むことを特徴とする請求項１乃至３の１つに記載の装置。
6. シム装置の動作時に、シムコイルセットの少なくとも１つのコイルに、シムコイルセットの少なくとも１つの他のコイルに流れる電流とは逆方向の電流が流れることを特徴とする請求項５に記載の装置。
7. シムコイルセットは少なくとも２つの異なる内半径（ｒ１，ｒ２）のコイル（４２）を含むことを特徴とする請求項５又は６に記載の装置。
8. さらに円筒形の傾斜磁場コイルアセンブリ（３８）が設けられ、異なる内半径（ｒ１，ｒ２）が傾斜磁場コイルアセンブリの半径方向の内面および外面にそれぞれのシムコイルを配置することによって得られることを特徴とする請求項７に記載の装置。
9. シムコイルセットは少なくとも１つの鞍型コイルを含むことを特徴とする請求項５乃至８の１つに記載の装置。
10. 一次マグネットコイル（３２）が中空の円筒形クライオスタット（３６）内に配置され、シムコイルセットがクライオスタット（３６）の内腔内に配置されることを特徴とする請求項５乃至９の１つに記載の装置。
11. クライオスタット（３６）内の巻型に能動遮蔽コイル（３４）が配置されていることを特徴とする請求項１０に記載の装置。

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