JP6647314B2 - 核磁気共鳴画像用のシムコイル及び方法 - Google Patents

Description

本発明は、核磁気共鳴画像に関する。

一態様では、いくつかの核磁気共鳴画像（MRI）を操作する実施例は、データアクセスにて被験者の最低一部位、MRIシステムの主磁石内及び実質的に均一磁場を発生する主磁石内にに配置された部位、に値する第一領域が提示され、データアクセスにて、MRIシステムに関連する制御装置及び駆動可能なシミングコイル群により、駆動すると第一領域の磁場均質性が増加するように構成された第一部分集合内のシミングコイルが選択され、更に、第一部分集合内のシミングコイルを駆動せずした場合に比べ、他の使用可能なシミングコイル集合内のシミングコイルを駆動することなく第一部分集合内のシミングコイルを駆動した場合、第一の領域における磁場の相対的均質性が増加される方法を含む。

実装は以下の特徴の一つ以上を含み得る。第一部分集合内の各シミングコイルの荷重を、制御装置で得る。第一部分シミングコイル集合内のシミングコイル駆動は、第一部分シミングコイル集合内の各シミングコイルへ電流を生成し、その第一部分シミングコイル集合内の各シミングコイルへの電流はそれぞれのシミングコイルの荷重に比例し、更に生成された電流を第一部分集合内のシミングコイルへ分配する事を含む。

第一部分シミングコイル集合内のシミングコイル駆動は、第一部分シミングコイル集合内のシミングコイルを同時駆動する事を含む。第一部分シミングコイル集合内のシミングコイル駆動は、パワーアンプ群を第一部分シミングコイル集合へ接続し、群内のパワーアンプ数は駆動可能なシミングコイル数より少数である事を含む。接続されるパワーアンプ群にて、各パワーアンプは第一部分シミングコイル集合内のそれぞれのシミングコイルへ接続するように、パワーアンプ群を第一部分シミングコイル集合へ接続する事を含む。接続されるパワーアンプ群にて、各パワーアンプは第一部分シミングコイル集合内の一個以上のシミングコイルへ接続するように、パワーアンプ群を第一部分シミングコイル集合へ接続する事を含む。

記載の方法は、更に、データアクセスにより被験者の他の一部位、第一領域とは異なる第二領域が提示され、データアクセスにて、MRIシステムに関連する制御装置及び駆動可能なシミングコイル群により、駆動すると第二領域の磁場均質性が増加するように構成された第一部分集合と異なる第二部分集合内のシミングコイルが選択され、更に、第二部分集合内のシミングコイルを駆動せずした場合に比べ、他の使用可能なシミングコイル集合内のシミングコイルを駆動することなく第二部分集合内のシミングコイルを駆動した場合、第二の領域における磁場の相対的均質性が増加される事を含む。

第一部分集合内のシミングコイルを駆動する事は、群内のパワーアンプ数はシミングコイル数より少数であり、パワーアンプ群を第一部分シミングコイル集合へ接続する事を含み、更に、第二部分集合内のシミングコイルを駆動する事は、パワーアンプ群を第一部分シミングコイル集合から切断する、更に、パワーアンプ群を第一部分シミングコイル集合から切断した後、パワーアンプ群を第二部分シミングコイル集合へ接続する事を含む。

別の態様では、いくつかの実装は、被験者が配置されるボアのあるハウジング、そのハウジングのボア内にある実質的に均一磁場を発生する主磁石、そのハウジングの周り置かれ、磁場の相対的均質性が増加されるように構成された駆動可能なシミングコイル群、無線周波数（RF）パルスを順番に生成し、被験者をスキャンするパルス発生コイル、実質的に均一磁場を摂動し、RFパルスに応答して取得されたMRI信号を符号化する勾配磁場コイル、主磁石に結合された制御装置、更にそれは、データアクセスにて被験者の最低一部位に値する第一領域が提示され、データアクセスにて、駆動すると第一領域の磁場均質性が増加するように構成された第一部分集合内のシミングコイルが選択され、更に、第一部分集合内のシミングコイルを駆動せずした場合に比べ、第一の領域における磁場の相対的均質性が増加されるように、他の使用可能なシミングコイル集合内のシミングコイルが駆動されることなく第一部分集合内のシミングコイルが駆動される事を含む被磁気共鳴画像（MRI）装置を提供する。

実装は以下の特徴の一つ以上を含み得る。制御装置は更に備えり、第一部分集合内の各シミングコイルへ適用される荷重を得る。磁気共鳴画像装置は、更に、群内のパワーアンプ数はシミングコイル数より少数のような、パワーアンプ群を含む。各パワーアンプを備えり、得た荷重に比例した電流を第一部分シミングコイル集合の各シミングコイルに生成する。各パワーアンプは、それぞれのシミングコイルに接続される。各パワーアンプは、一個以上のシミングコイルに接続される。各シミングコイルを備えり、特定次基底関数に元ずいて、磁場補正を適用する。特定次基底関数は球面調和関数である。第一部分シミングコイル集合は基底関数群に対し、又複数の第一次基底関数がそれぞれの荷重対し、混ぜられる。

制御装置は更に備えり、データアクセスによりボア内に配置された被験者の一部位に値する第二領域が提供され、データアクセスにて、駆動すると第二領域の磁場均質性が増加するように構成された第一部分集合と異なる第二部分集合内のシミングコイルが選択され、更に、第二部分集合内のシミングコイルを駆動せずした場合に比べ、第二の領域における磁場の相対的均質性が増加されるように、他の使用可能なシミングコイル集合内のシミングコイルが駆動されることなく第二部分集合内のシミングコイルが駆動される。

制御装置は更に備えり、第一部分集合内のシミングコイルが駆動される事は、パワーアンプ群が第一部分シミングコイル集合へ接続される事を含み、更に、第二部分集合内のシミングコイルが駆動される事は、パワーアンプ群が第一部分シミングコイル集合から切断され、更に、パワーアンプ群が第一部分シミングコイル集合から切断された後、パワーアンプ群が第二部分シミングコイル集合へ接続される事を含む。

本発明の多種多様な実施形態および態様について、以下に詳細に説明する。下記の説明および図面は本開示内容の例示であり、本発明を限定すると解釈されるべきではない。数々の詳細な説明は、本発明の各実施形態への理解を助長するためのものである。一部の例示では、周知または従来の技術内容は省略し、本発明の実施形態を簡潔に論じている。

実施形態がここで、図面を参照して単に例として説明される。

図１は、ソレノイド磁石に、シムコイルが設けられている例の磁気共鳴画像システムを示す図である。

図２Ａは、１６導体シミング配列コイルの例示的な３Dのビューを示す図である。

図２Bは、１６導体シミング配列コイルの例示的な横方向のビューを示す図である。

図２Cは、１６導体シミング配列コイルの部分集合駆動例を示す図である。

図３Ａ−３Cは、シミングコイル駆動例の過程の諸々な側面を示す図である。

図面らの類似参照記号は類似要素示すものである。

発明を実施するための形

本発明の多種多様な実施形態および態様について、以下に詳細に説明する。下記の説明および図面は本開示内容の例示であり、本発明を限定すると解釈されるべきではない。数々の詳細な説明は、本発明の各実施形態への理解を助長するためのものである。一部の例示では、周知または従来の技術内容は省略し、本発明の実施形態を簡潔に論じている。

本開示のある実施形態に従って、磁気共鳴画像システム及び装置が提供され、例えば、シミングコイルの配列は、ソレノイド磁石の側壁に配置される。場合によっては、使用可能なシミングコイル群の部分集合が選択され、パワーアンプ群はそのシミングコイル部分集合を駆動し、関心領域における磁場の均質性を増加する。その後、使用可能なシミングコイル群の違う部分集合が選択される。だが、同じパワーアンプ群がこれらの違うシミングコイル部分集合を駆動し、関心領域における磁場均質性を増加する。特定のシミングコイル部分集合の駆動中に、磁場均質性を所望の増加値にするため、各パワーアンプの貢献を荷重調整する事ができる。例えば、シミングコイル部分集合の大小と特定の関心領域により、荷重は変化する。

動的に一つのパワーアンプ群を、需要により選択されたシミングコイルに接続され事により、シミング効果を特定の関心領域内の磁場均質性の増加に設定する事ができる。このアプローチは、使用可能な全てのシミングコイルを使用して、特定の関心領域内の磁場均一性を増加させる顕著な改善することができる。シミングコイルの異なる部分集合に同じパワーアンプを再使用することにより、シミング目的で使用されるパワーアンプの数を減らし、ハードウェア費用を低減する事ができる。

図１A-１Bは、磁気共鳴画像（MRI）システム100の例示的な斜視図と断面図であり、ソレノイド磁石105は円筒形状にて、内的ボア101とともに提供される。送信コイル106と傾斜コイル104をふくむコイルアセンブリ107は、ソレノイド磁石105内で提供される。コイルアセンブリ107は、一般的に環状構造をし、ソレノイド磁石105の内的ボアに収容される。いくつかの実装形態では、環状コイルアセンブリ107、傾斜コイル104だけを含む。これらの実装形態では、環状コイルアセンブリは送信コイル又は受信コイルを含まない。これらの実施例では、患者103の頭部領域102を撮像するために、例えば、無線周波数（RF）信号がローカルコイルによって送信される。ある被写体を撮像する場合には、鳥かご型構成のヘッドコイルがRF信号の送信と受信の両方に使用される。別の例では、RF信号を患者に送信するために表面コイルが使用され、MR信号を受信するためにフェーズドアレイコイル構成が使用される。本明細書で提供される実施形態は、術中MRI、および救急処置室で使用するMRIシステムに適合させることができる。

いくつかの実装形態では、シミングコイル109はソレノイド磁石105の円筒壁に収容される。シミングコイル109は、パワーアンプ群によって給電される。例えば、制御室に収容されたパワーアンプ110Aおよび110Bは、シミングコイル109に接続され、内部ボア101内の磁場のシミングを提供することができる。シミングコイル109を駆動する際、パワーアンプ110Aと110Bは、制御ユニット111よって、制御される。制御ユニット111は、一般に、パワーアンプ110Aと110Bを構成するためのプログラミング論理と、1つまたは複数のプロセッサを含む。場合によっては、制御ユニット111は、MRIシステム100のソレノイド磁石105とは別の制御室に収容される。これらの実施形態では、シミングコイルの配列を使用して、内側ボア101内の磁場均質性を増加するように、内側ボア101内の磁場を調整する事ができる。下により詳細に説明される。

図２Ａは、１６導体シミング配列コイル２００の例示的な３Dのビューを示す図である。この構成では、16個のシミングコイルが、3つの空間次元のすべてにおいて均質性の改善を達成するように選択された位置で球面上に分布される。図２Ｂは、１６導体シミングコイルアレイ200の側面図を示す。この側面図は、視野側に位置する16個のシミングコイルのうち8個のみを示している。すなわち、これらの8つのコイルは、コイル202A〜202Hとして注釈されている。各シミングコイルは、特定の電流を有するパワーアンプによって駆動することができる。一般に、各シミングコイルは、空間調和関数の特定次数、例えば球面調和関数によって定義される場調整のためのシミングを提供することができる。空間調和関数は空間的対称性のため、場合によっては、球によって取り囲まれた特定の領域をシムにするために、16のシミングコイルの一部のシミングコイルを同じ電流で駆動することができる。

図２Ｃは、特定の関心領域210のアクティブシミングに焦点を合わせるために16導体シミングコイル配列２００のサブセットを使用する例を示す図である。ここで、関心領域210は、図に示すグレー領域内にある。この領域210内の磁場をシムにするために、例えば16チャンネルシムコイルアレイ200の部分集合、図2Cの太字で強調されたシムコイル202C、202D、202G、202Hのを使用することができる。言い換えれば、シミングコイル202C、202D、202G、202Hは、選択時にパワーアンプに動的に接続される。シミングコイルの部分集合のこの選択は、選択されていないシミングコイル、すなわちコイル202A、202B、202E、および202Fを不活性コイルとして残す。シミング中コイル202A、202B、202E、および202Fは、選択されていないときはパワーアンプに接続されていない。この選択方法は、シミング手順がシミングコイルの部分集合を使用することに集中することを可能にする。いくつかの例では、シミングコイルの部分集合は、磁場がシミングされる関心領域への近接度に基づいて選択することができる。他の例では、シミングコイルの部分集合は、所望の関心領域で磁場をシミングするために生成することができる空間調和関数に従って選択することができる。例えば、空間調和関数の4つの最も重要な次数がシミングを達成するように選択され、これら4つの空間高調波は4つの特定のシミングコイルに対応することがあり得る。 4つの空間調和関数に対応する荷重と組み合わせることにより、4つの空間調和関数からのシミング寄与を混合することができる。空間調和関数に対応する荷重は、その組み合わせがROIにおいて所望のシミング効果をもたらすように決定することができる。特に、シミングコイルの球状の配置は1つの実施形態である。他の実施例では、シミングコイルは、円筒形の表面、例えばソレノイド磁石105の円筒形構造の表面上に整形され、配置されることができる。このような構成は、円筒状の構成として知られている。上記の図は、領域210内の磁場均一性を増加させるためにシミングコイル202C、202D、202G、および202Hを使用する例を提供するが、別の関心領域内の磁場均一性を高めるために異なるシミングコイル部分集合を使用することができる。シミング手順は下により詳細に説明される。

図3A−3Cは、MRIシステム100のシミングコイルを動作させるためのフローチャート300の一例の態様を示す。プロセスフローが開始すると（302）、磁場内の関心領域（ROI）を示すデータにアクセスすることができる（304）。一例では、ＲＯＩを示すデータは、例えば、MRIシステム100に関連付けられた制御装置111のデータメモリに格納されてもよく、記憶されたデータは、シミングセッション中にアクセスされてもよい。ＲＯＩの座標は、例えば、内腔101内の患者の頭部102のスカウトスキャンに基づいて、関心のある特定の関心領域を選択するオペレータに基づいて決定することもできる。選択されたＲＯＩは、 MRIシステム100の制御装置111によって内部ボア101内の物理的座標に変換される。

次に、制御装置111は、シミングが必要か否かを判断する（306）。いくつかの例では、MRIシステム100のオペレータからの入力に基づいて判断を行うことができる。他の例は、自動シミング態様を組み込むことができる。磁場の均一性のベースライン品質を定量化するために、いくつかの実施例では、関心領域からの自由誘導減衰（FID）のスペクトル幅を測定することができる。 FID信号のスペクトル幅が所望の撮像用途に対して十分に狭い場合、撮像手順をシミングなしで継続することができる（308）。さもなければ、シミングが実行されてもよい。下により詳細に説明される。

シミングが必要な場合、制御装置111は、アクセスされたデータに基づいて、利用可能なシミングコイル群からのシミングコイルの第1部分集合を選択する。シミングコイルの第1部分集合は、第1部分集合内のシミングコイルが駆動されると、第1の領域における磁場の均質性が増加するように配置され、構成されている。例えば、選択された関心領域に基づいてＲＯＩを選択する上記のオペレータの例では、選択された関心領域に対応する内部ボア101内の物理的座標は、MRIシステム100の制御ユニット111によって決定することができる。物理的座標は、制御装置が、選択されたＲＯＩ（310）内の磁場のシミングを実行するために利用可能なシミングコイルからシミングコイルの第1部分集合を選択することを可能にする。上述のように、選択されたシミングコイルは、（他のシミングコイルを駆動することなく）パワーアンプによって駆動され、 選択されたシミングコイルが駆動されていないときに、選択された部分集合内の磁場均一性が、選択された部分集合内の均質性と比較して増加する（312）。

いくつかの実装形態では、選択されたシミングコイル部分集合内のシミングコイルへ適用される特定荷重を得る（３１４）。これらの実装形態では、パワーアンプにより、シミングコイル部分集合内の各シミングコイルへ電流を生成する（３１６）。生成された電流はそれぞれのシミングコイルの荷重に比例する。以後パワーアンプは各シミングコイル電流を送る（３１８）。

いくつかの実装形態では、部分集合内の各シミングコイルを駆動する事は、その部分集合内のシミングコイルを動的にパワーアンプ群に接続する事を含む（３２０）。いくつかの構成では、パワーアンプ群の各パワーアンプは、それぞれのシミングコイル部分集合内のシミングコイルに接続される（３２２）。その他の構成では、パワーアンプ群の各パワーアンプは、それぞれのシミングコイル部分集合内の一個以上のシミングコイルに接続される（３２４）。これらの構成では、パワーアンプ数は駆動可能なシミングコイル数より少数である。したがって、シミングコイルの部分集合は動的に，特定のシミングセッションの需要により接続される。特定のシミングセッション中に、動的に接続されたシミングコイルの部分集合は同時駆動可能である。使用可能なシミングコイル群の、他のシミングコイルを駆動することなく部分集合内のシミングコイルを駆動した場合、関心領域における磁場の均質性が増加される。

いくつかの実装形態では、新しく違う関心領域を示すデータにアクセスし、ボア内１０１の物理的座標に相対する磁場の新しいシミングセッションとなる。例えば、新しい関心領域を示すデータはMRIシステム１００に関連する制御装置１１１のデータメモリの中にあり、新しいシミングセッション中にアクセスされる。新しい関心領域の物理的座標はオペレータによって選択された新しい関心領域による。新しく選択された関心領域は、MRIシステム１００の制御装置１１１によって、ボア内１０１の物理的座標に変換される。新しいシミングセッションは、同じパワーアンプを使い、新しく違う部分集合内シミングコイルを使う。新しい部分集合内シミングコイルは新しい関心領域にて、前者部分集合内より良いシミングを行うう。より詳細に、新しい部分集合内のシミングコイルを駆動する事は、パワーアンプ群を前者の部分シミングコイル集合から切断し、それから、同じパワーアンプ群を新しい部分シミングコイル集合へ接続する事を含む。同じパワーアンプ群を再利用することにより、ハードウェアパワーアンプ群を特定関心領域に設定された様々なシミングコイルへ活用する。

本明細書に記載する「備える」「含む」「有する」といった表現は、包括的であり、何ら制限を加えるものではなく、また排他的な表現として用いていない。詳しくは、本明細書および請求項で用いられる「備える」「含む」「有する」およびこれらの変化形は、そこで特定した特徴、ステップ、または構成要素を包含することを意味する。これらの表現は、それ以外の特徴、ステップ、または構成要素を排除すると解釈されるべきではない。

本明細書に記載する「一例」「例示」「例えば」「等」といった表現は、本明細書に記載した他の構成よりも好ましい、または、有用であると解釈されるべきではない。

本明細書に記載する「約」」「略」「ほぼ」といった表現は、例えば、特性、パラメータ、寸法等における当該数値範囲の上限および下限内の数値を含む。一例では、「約」」「略」「ほぼ」といった表現は、１０％以下のプラス・マイナスを意味するが、これに限定されない。

本発明の多種多様な実施形態および態様について、以下に詳細に説明する。下記の説明および図面は本開示内容の例示であり、本発明を限定すると解釈されるべきではない。数々の詳細な説明は、本発明の各実施形態への理解を助長するためのものである。一部の例示では、周知または従来の技術内容は省略し、本発明の実施形態を簡潔に論じている。

Claims (15)

1. 磁気共鳴画像装置を操作する方法であって、
   データアクセスにて被験者の最低一部位、MRIシステムの主磁石内及び実質的に均一磁場を発生する主磁石内にに配置された部位、に値する第一領域が提示され、
   データアクセスにて、MRIシステムに関連する制御装置及び駆動可能なシミングコイル群により、駆動すると第一領域の磁場均質性が増加するように構成された第一部分シミングコイル集合内のシミングコイルが選択され、更に、
   第一部分シミングコイル集合内のシミングコイルを駆動せずした場合に比べ、他の使用可能なシミングコイル集合内のシミングコイルを駆動することなくパワーアンプ群を使用して電流を供給することによって第一部分シミングコイル集合内のシミングコイルを駆動した場合、第一領域における磁場の相対的均質性が増加され、
   前記パワーアンプ群のパワーアンプの数は、利用可能なシミングコイル集合内のシミングコイルの数より少なく、
   データアクセスにより被験者の他の一部位、第一領域とは異なる第二領域が提示され、
   データアクセスにて、MRIシステムに関連する制御装置及び駆動可能なシミングコイル群により駆動すると第二領域の磁場均質性が増加するように構成された第一部分シミングコイル集合と異なる第二部分シミングコイル集合内のシミングコイルが選択され、更に、
   第二部分シミングコイル集合内のシミングコイルを駆動せずした場合に比べ、他の使用可能なシミングコイル集合内のシミングコイルを駆動することなく同じ前記パワーアンプ群を使用して電流を供給することによって第二部分シミングコイル集合内のシミングコイルを駆動した場合、第二領域における磁場の相対的均質性が増加される、方法。
2. 請求項１に記載の方法において、更に、
   第一部分シミングコイル集合内の各シミングコイルの荷重を、制御装置で得る。
3. 請求項２に記載の方法において、第一部分シミングコイル集合内のシミングコイル駆動は、
   第一部分シミングコイル集合内の各シミングコイルへ電流を生成し、その第一部分シミングコイル集合内の各シミングコイルへ電流はそれぞれのシミングコイルの荷重に比例し、更に
   生成された電流を第一部分シミングコイル集合内のシミングコイルへ分配する。
4. 請求項１に記載の方法において、第一部分シミングコイル集合内のシミングコイル駆動は、第一部分シミングコイル集合内のシミングコイルを同時駆動する事を含む。
5. 請求項１に記載の方法において、第一部分シミングコイル集合内のシミングコイル駆動は、
   パワーアンプ群を第一部分シミングコイル集合へ接続し、群内のパワーアンプ数は駆動可能なシミングコイル数より少数である事を含む。
6. 請求項５に記載の方法において、接続されるパワーアンプ群にて、
   各パワーアンプは第一部分シミングコイル集合内のそれぞれのシミングコイルへ接続するように、パワーアンプ群を第一部分シミングコイル集合へ接続する事を含む。
7. 請求項５に記載の方法において、接続されるパワーアンプ群にて、
   各パワーアンプは第一部分シミングコイル集合内の一個以上のシミングコイルへ接続するように、パワーアンプ群を第一部分シミングコイル集合へ接続する事を含む。
8. 請求項１に記載の方法において、
   第一部分シミングコイル集合内のシミングコイルを駆動する事は、群内のパワーアンプ数はシミングコイル数より少数であり、パワーアンプ群を第一部分シミングコイル集合へ接続する事を含み、更に、
   第二部分シミングコイル集合内のシミングコイルを駆動する事は、
   パワーアンプ群を第一部分シミングコイル集合から切断する、更に、
   パワーアンプ群を第一部分シミングコイル集合から切断した後、パワーアンプ群を第二部分シミングコイル集合へ接続する事を含む。
9. 磁気共鳴画像装置であって、
   被験者が配置されるボアのあるハウジング、
   そのハウジングのボア内にある実質的に均一磁場を発生する主磁石、
   そのハウジングの周り置かれ、磁場の相対的均質性が増加されるように構成された駆動可能なシミングコイル群、
   無線周波数（RF）パルスを順番に生成し、被験者をスキャンするパルス発生コイル、
   実質的に均一磁場を摂動し、RFパルスに応答して取得されたMRI信号を符号化する勾配磁場コイル、
   主磁石に結合された制御装置、更にそれは、
   データアクセスにて被験者の最低一部位に値する第一領域が提示され、前記一部位は前記主磁石内に配置され、前記主磁石は実質的に均一な磁場を生成し、
   データアクセスにて、駆動すると第一領域の磁場均質性が増加するように構成された第一部分シミングコイル集合内のシミングコイルが磁気共鳴画像装置に関連する制御装置によって選択され、更に、
   第一部分シミングコイル集合内のシミングコイルを駆動せずした場合に比べ、第一領域における磁場の相対的均質性が増加されるように、他の使用可能なシミングコイル集合内のシミングコイルが駆動されることなくパワーアンプ群を使用して電流を供給することによって第一部分シミングコイル集合内のシミングコイルが駆動され、
   前記パワーアンプ群のパワーアンプの数は、利用可能なシミングコイル集合内のシミングコイルの数より少なく、
   データアクセスによりボア内に配置された被験者の一部位に値する第二領域が提供され、
   データアクセスにて、駆動すると第二領域の磁場均質性が増加するように構成された第一部分シミングコイル集合と異なる第二部分シミングコイル集合内のシミングコイルが選択され、更に、
   第二部分シミングコイル集合内のシミングコイルを駆動せずした場合に比べ、第二領域における磁場の相対的均質性が増加されるように、他の使用可能なシミングコイル集合内のシミングコイルが駆動されることなく同じ前記パワーアンプ群を使用して電流を供給することによって第二部分シミングコイル集合内のシミングコイルが駆動される事を備える、制御装置。
10. 請求項９に記載の磁気共鳴画像装置であって、制御装置は更に、
    第一部分シミングコイル集合内の各シミングコイルへ適用される荷重を得る、事を備える。
11. 請求項１０に記載の磁気共鳴画像装置であって、更に、
    群内のパワーアンプ数はシミングコイル数より少数のパワーアンプ群を含む。
12. 請求項１１に記載の磁気共鳴画像装置であって、各パワーアンプを備え、
    得た荷重に比例した電流を第一部分シミングコイル集合の各シミングコイルに生成する。
13. 請求項１１に記載の磁気共鳴画像装置であって、各パワーアンプは、それぞれのシミングコイルに接続される。
14. 請求項１１に記載の磁気共鳴画像装置であって、各パワーアンプは、一個以上のシミングコイルに接続される。
15. 請求項１０に記載の磁気共鳴画像装置であって、制御装置は更に、
    第一部分シミングコイル集合内のシミングコイルが駆動される事は、パワーアンプ群が第一部分シミングコイル集合へ接続される事を含み、更に、
    第二部分シミングコイル集合内のシミングコイルが駆動される事は、
    パワーアンプ群が第一部分シミングコイル集合から切断され、更に、
    パワーアンプ群が第一部分シミングコイル集合から切断された後、パワーアンプ群が第二部分シミングコイル集合へ接続される事を備える。