JPH11342121A - 磁気共鳴像形成システム用シムコイル - Google Patents
磁気共鳴像形成システム用シムコイルInfo
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- JPH11342121A JPH11342121A JP11055985A JP5598599A JPH11342121A JP H11342121 A JPH11342121 A JP H11342121A JP 11055985 A JP11055985 A JP 11055985A JP 5598599 A JP5598599 A JP 5598599A JP H11342121 A JPH11342121 A JP H11342121A
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- Japan
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- localized
- magnetic field
- conductive elements
- shim coil
- magnetic resonance
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-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/387—Compensation of inhomogeneities
- G01R33/3875—Compensation of inhomogeneities using correction coil assemblies, e.g. active shimming
Abstract
(57)【要約】
【課題】 磁気共鳴像形成システム内に使用するため
の、複数の導電性要素を含む局所化されたシムコイルを
提供する。 【解決手段】 電流源に接続されている複数の導電性要
素は、それらを通って流れる電流が局所化された磁場を
生成するように、像を形成すべき対象物の局所化された
領域に接して配列される。複数の直列接続されたチョー
ク／抵抗対が複数の導電性要素に接続されている。チョ
ークは、磁気共鳴像形成システムの共鳴周波数と実質的
に同一の周波数を有する電流に対して高インピーダンス
を呈する。抵抗は、各導電性要素を通って流れる電流を
平衡させる。局所化された磁場は、像を形成すべき局所
化された領域内の対象物の幾何学的形状及び磁気感受性
によって磁気共鳴システムの主磁場内に生成される局所
化された不均一性に実質的に等しく、それに対抗するよ
うに生成される。
の、複数の導電性要素を含む局所化されたシムコイルを
提供する。 【解決手段】 電流源に接続されている複数の導電性要
素は、それらを通って流れる電流が局所化された磁場を
生成するように、像を形成すべき対象物の局所化された
領域に接して配列される。複数の直列接続されたチョー
ク／抵抗対が複数の導電性要素に接続されている。チョ
ークは、磁気共鳴像形成システムの共鳴周波数と実質的
に同一の周波数を有する電流に対して高インピーダンス
を呈する。抵抗は、各導電性要素を通って流れる電流を
平衡させる。局所化された磁場は、像を形成すべき局所
化された領域内の対象物の幾何学的形状及び磁気感受性
によって磁気共鳴システムの主磁場内に生成される局所
化された不均一性に実質的に等しく、それに対抗するよ
うに生成される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴の分野に
関する。本発明の応用は、特に医療診断用磁気共鳴像形
成に見出され、以下これに関連して説明する。しかしな
がら、本発明の応用は、磁気共鳴スペクトロスコピー及
び他の応用のための磁気共鳴像形成にも見出されること
を理解されたい。
関する。本発明の応用は、特に医療診断用磁気共鳴像形
成に見出され、以下これに関連して説明する。しかしな
がら、本発明の応用は、磁気共鳴スペクトロスコピー及
び他の応用のための磁気共鳴像形成にも見出されること
を理解されたい。
【０００２】
【従来の技術】一般に、核磁気共鳴（ＮＭＲ）及び磁気
共鳴像形成（ＭＲＩ）技術は、検査領域を通して生成さ
れる空間的に均一で、時間的に一定の主磁場Ｂ0 を使用
する。Ｂ0 磁場には、ＮＭＲ共鳴周波数の無線周波数
（ＲＦ）磁場Ｂ1 が重畳される。ＭＲＩ応用の場合に
は、共鳴スピンを空間的にエンコードするために、１組
のグラジエント磁場も使用される。脂肪分抑圧のような
若干のＭＲＩ技術は１ｐｐｍ程度のような磁場の均質性
に極めて鋭敏である。走査される対象（以下、患者とい
う）の幾何学的形状及び／または磁気感受性は、磁場内
に１乃至３ｐｐｍ程度の高い局部不均一性を誘起し得
る。このような強度の不均一性でも、局部的な像形成及
び脂肪分抑圧問題を発生するのに充分に大きい。
共鳴像形成（ＭＲＩ）技術は、検査領域を通して生成さ
れる空間的に均一で、時間的に一定の主磁場Ｂ0 を使用
する。Ｂ0 磁場には、ＮＭＲ共鳴周波数の無線周波数
（ＲＦ）磁場Ｂ1 が重畳される。ＭＲＩ応用の場合に
は、共鳴スピンを空間的にエンコードするために、１組
のグラジエント磁場も使用される。脂肪分抑圧のような
若干のＭＲＩ技術は１ｐｐｍ程度のような磁場の均質性
に極めて鋭敏である。走査される対象（以下、患者とい
う）の幾何学的形状及び／または磁気感受性は、磁場内
に１乃至３ｐｐｍ程度の高い局部不均一性を誘起し得
る。このような強度の不均一性でも、局部的な像形成及
び脂肪分抑圧問題を発生するのに充分に大きい。
【０００３】脂肪分抑圧は、診断情報をより良く現すよ
うに、像内の脂肪分及び水分の相対的な輝度を変化させ
る一般に公知の像形成技術である。脂肪分の共鳴周波数
は、水分の共鳴周波数よりも約 3.5ｐｐｍ低い。従っ
て、共鳴周波数の差によって水分、またはより一般的に
は脂肪分の何れかを選択的に抑圧することができる。典
型的には、これは、脂肪分の特性共鳴周波数に近い周波
数を含む狭帯域ＲＦパルスで脂肪分を選択的に励振する
ことによって達成する。原理的には、これによって水分
だけが残される。理想的には、無線周波数パルスは最大
に均一なＢ0 磁場で印加する。適切に整列していない磁
化は、ＲＦパルスに続いて磁気グラジエントを印加する
ことによってスポイルされる。像形成シーケンスが走る
までに、脂肪分の磁化を回復する時間は与えられない。
従って、像に対する脂肪分信号の貢献は抑圧される。し
かしながら、もし磁場Ｂ0 が空間的に一定でなければ脂
肪分が均一に抑圧されないか、または水分の領域が抑圧
されかねない。使用されるＲＦパルスの形状及び脂肪分
信号の強度に起因して、１ｐｐｍより小さい磁場の変化
は不均一な脂肪分抑圧として見做すことができる。
うに、像内の脂肪分及び水分の相対的な輝度を変化させ
る一般に公知の像形成技術である。脂肪分の共鳴周波数
は、水分の共鳴周波数よりも約 3.5ｐｐｍ低い。従っ
て、共鳴周波数の差によって水分、またはより一般的に
は脂肪分の何れかを選択的に抑圧することができる。典
型的には、これは、脂肪分の特性共鳴周波数に近い周波
数を含む狭帯域ＲＦパルスで脂肪分を選択的に励振する
ことによって達成する。原理的には、これによって水分
だけが残される。理想的には、無線周波数パルスは最大
に均一なＢ0 磁場で印加する。適切に整列していない磁
化は、ＲＦパルスに続いて磁気グラジエントを印加する
ことによってスポイルされる。像形成シーケンスが走る
までに、脂肪分の磁化を回復する時間は与えられない。
従って、像に対する脂肪分信号の貢献は抑圧される。し
かしながら、もし磁場Ｂ0 が空間的に一定でなければ脂
肪分が均一に抑圧されないか、または水分の領域が抑圧
されかねない。使用されるＲＦパルスの形状及び脂肪分
信号の強度に起因して、１ｐｐｍより小さい磁場の変化
は不均一な脂肪分抑圧として見做すことができる。
【０００４】幾何学的形状及び磁気感受性の要因のため
に、脂肪分抑圧が特に問題となるような若干の患者及び
／またはアナトミの部分が存在する。例えば、顔及び足
首のアナトミは、これらの要因が局部的な磁場の均質性
に影響を与える２つの領域である。脂肪分抑圧技術で走
査するための別の１つまたはそれ以上の問題領域は、子
宮頸突起である。幾何学的形状及び感受性の要因のため
に、肩から首への移行領域内の脂肪分は、患者が存在し
ない場合の同一位置における磁場よりも２乃至三ｐｐｍ
高い磁場を有することができる。
に、脂肪分抑圧が特に問題となるような若干の患者及び
／またはアナトミの部分が存在する。例えば、顔及び足
首のアナトミは、これらの要因が局部的な磁場の均質性
に影響を与える２つの領域である。脂肪分抑圧技術で走
査するための別の１つまたはそれ以上の問題領域は、子
宮頸突起である。幾何学的形状及び感受性の要因のため
に、肩から首への移行領域内の脂肪分は、患者が存在し
ない場合の同一位置における磁場よりも２乃至三ｐｐｍ
高い磁場を有することができる。
【０００５】磁場の均一性を制御するための従来の方法
は、受動及び能動シミング( shimming )技術を含んでい
る。受動技術は、典型的には、ＮＭＲ場プロット測定に
基づいて、静的磁場の非均質性を最小にするようにシム
鋼を配列する。一般的には、これらの鋼シムは関心領域
から比較的遠い距離に配置される。例えば、円筒型ＭＲ
Ｉ装置では、鋼シムはグラジエントコイル及び／または
全身ＲＦコイルの直径に近い直径に配置されることが一
般である。ＮＭＲ場プロット測定は、検査領域内に患者
を配置せずに遂行される。一般的には、シム鋼技術は走
査毎に調整することはできない。それは、主として磁石
の製造公差及び環境（サイト）効果をシムアウトするた
めに使用される。従って、この技術は患者のジオメトリ
及び／または感受性によってもたらされる磁場内の局部
的不均一性を処理するには適さない。
は、受動及び能動シミング( shimming )技術を含んでい
る。受動技術は、典型的には、ＮＭＲ場プロット測定に
基づいて、静的磁場の非均質性を最小にするようにシム
鋼を配列する。一般的には、これらの鋼シムは関心領域
から比較的遠い距離に配置される。例えば、円筒型ＭＲ
Ｉ装置では、鋼シムはグラジエントコイル及び／または
全身ＲＦコイルの直径に近い直径に配置されることが一
般である。ＮＭＲ場プロット測定は、検査領域内に患者
を配置せずに遂行される。一般的には、シム鋼技術は走
査毎に調整することはできない。それは、主として磁石
の製造公差及び環境（サイト）効果をシムアウトするた
めに使用される。従って、この技術は患者のジオメトリ
及び／または感受性によってもたらされる磁場内の局部
的不均一性を処理するには適さない。
【０００６】能動シミングは、一般に、多重直交シムコ
イル及び／またはグラジエントコイルオフセットを使用
する。シム及び／またはグラジエントオフセットは、感
受性効果を斟酌するために患者を配置してのＢ0 不均一
性を最適化するために、各走査の始まりに、特に脂肪分
抑圧の前に、調整される。この手順は、一般的に、水分
信号を最大にし、そのスペクトル線幅を最小にすること
を期待している。若干の場合には、受動技術に関連して
上述したＮＭＲ場プロット測定と同一の型を使用して初
めに均一な磁場を確立するために、初期最適シム電流を
シムコイルに印加する。磁場内の不均一性を補償するた
めに、普通は一次の、そして時には二次、または三次の
補正が行われる。能動シミング技術を使用するとより良
い均一性を達成することはできるが、若干の応用に対す
る性能は不十分のままである。換言すれば、若干の感受
性に基づく磁場の不均一性問題は、短い距離及び／また
は小さい局部的関心領域にわたって発生し、従来は低次
の補正ではシムアウトすることは困難であり過ぎた。
イル及び／またはグラジエントコイルオフセットを使用
する。シム及び／またはグラジエントオフセットは、感
受性効果を斟酌するために患者を配置してのＢ0 不均一
性を最適化するために、各走査の始まりに、特に脂肪分
抑圧の前に、調整される。この手順は、一般的に、水分
信号を最大にし、そのスペクトル線幅を最小にすること
を期待している。若干の場合には、受動技術に関連して
上述したＮＭＲ場プロット測定と同一の型を使用して初
めに均一な磁場を確立するために、初期最適シム電流を
シムコイルに印加する。磁場内の不均一性を補償するた
めに、普通は一次の、そして時には二次、または三次の
補正が行われる。能動シミング技術を使用するとより良
い均一性を達成することはできるが、若干の応用に対す
る性能は不十分のままである。換言すれば、若干の感受
性に基づく磁場の不均一性問題は、短い距離及び／また
は小さい局部的関心領域にわたって発生し、従来は低次
の補正ではシムアウトすることは困難であり過ぎた。
【０００７】水分及び／または脂肪分抑圧像は、多くの
方法で達成することができる。１つの技術は、 90 °像
形成パルスに空間／スペクトルＲＦパルスを使用する。
このアプローチは、開始時に脂肪分飽和パルスを含むよ
うにパルスシーケンスを変更していない。そうではな
く、開始時から水分選択性 90 °パルスをシーケンス内
に形成している。しかしながら、この技術は、脂肪分抑
圧技術と同じ磁場均質性問題を抱えている。
方法で達成することができる。１つの技術は、 90 °像
形成パルスに空間／スペクトルＲＦパルスを使用する。
このアプローチは、開始時に脂肪分飽和パルスを含むよ
うにパルスシーケンスを変更していない。そうではな
く、開始時から水分選択性 90 °パルスをシーケンス内
に形成している。しかしながら、この技術は、脂肪分抑
圧技術と同じ磁場均質性問題を抱えている。
【０００８】脂肪分抑圧の別の代替は反転回復( invers
ion recovery )シーケンスである。反転回復シーケンス
では、 180°ＲＦパルスが印加され、水分及び脂肪分の
両磁化が反転される。 1.5Ｔマシン上では 140ｍｓの後
に脂肪分信号は消滅するが、水分が残ってＭＲＩ信号の
ためのトラバース面内を励振する。この水分信号を使用
して像を発生させることはできるが、それらは必ずしも
医師が望んでいるような高速像ではない。
ion recovery )シーケンスである。反転回復シーケンス
では、 180°ＲＦパルスが印加され、水分及び脂肪分の
両磁化が反転される。 1.5Ｔマシン上では 140ｍｓの後
に脂肪分信号は消滅するが、水分が残ってＭＲＩ信号の
ためのトラバース面内を励振する。この水分信号を使用
して像を発生させることはできるが、それらは必ずしも
医師が望んでいるような高速像ではない。
【０００９】同様に、水分及び脂肪分分離像が存在す
る。これらは、多くの収集、より多くの時間、及びより
多くの処理を必要とする。普通、これらは、脂肪分及び
水分の異なる共鳴周波数が、時間の経過と共に各ボクセ
ルからの像形成信号をフェーズイン及びフェーズアウト
させるように移動することに基づいている。２つの像が
データからの各像要素毎に計算され、より迅速に減衰す
る信号が脂肪分像に割当てられる。１つの欠陥は、ＲＦ
パルスからＭＲＩ信号の測定までのシーケンス及び実効
時間間隔ＴＥの非柔軟性である。
る。これらは、多くの収集、より多くの時間、及びより
多くの処理を必要とする。普通、これらは、脂肪分及び
水分の異なる共鳴周波数が、時間の経過と共に各ボクセ
ルからの像形成信号をフェーズイン及びフェーズアウト
させるように移動することに基づいている。２つの像が
データからの各像要素毎に計算され、より迅速に減衰す
る信号が脂肪分像に割当てられる。１つの欠陥は、ＲＦ
パルスからＭＲＩ信号の測定までのシーケンス及び実効
時間間隔ＴＥの非柔軟性である。
【００１０】
【発明の要旨】本発明の一面によれば、磁気共鳴像形成
システム内の主磁場の局部領域内の局所化された不均一
性を補正するための局所化磁場シムコイルは、電流源に
接続された複数の導電性要素を含む。複数の導電性要素
は、導電性要素を通って流れる電流が局所化された磁場
を生成するように、像を形成すべき患者の局所化された
領域に近接して配列される。複数の直列接続されたチョ
ーク／抵抗対が、各導電性要素に接続されている。チョ
ークは、磁気共鳴像形成システムの共鳴周波数と実質的
に同じ周波数を有する電流を抑圧する。抵抗は、各導電
性要素を通って流れる電流を平衡させる。局所化された
磁場は、像を形成すべき局所化された領域内の患者の幾
何学的形状及び磁気感受性によって、磁気共鳴像形成シ
ステム主磁場内に生成する局所化された不均一性と実質
的に等しく、それに対抗する。
システム内の主磁場の局部領域内の局所化された不均一
性を補正するための局所化磁場シムコイルは、電流源に
接続された複数の導電性要素を含む。複数の導電性要素
は、導電性要素を通って流れる電流が局所化された磁場
を生成するように、像を形成すべき患者の局所化された
領域に近接して配列される。複数の直列接続されたチョ
ーク／抵抗対が、各導電性要素に接続されている。チョ
ークは、磁気共鳴像形成システムの共鳴周波数と実質的
に同じ周波数を有する電流を抑圧する。抵抗は、各導電
性要素を通って流れる電流を平衡させる。局所化された
磁場は、像を形成すべき局所化された領域内の患者の幾
何学的形状及び磁気感受性によって、磁気共鳴像形成シ
ステム主磁場内に生成する局所化された不均一性と実質
的に等しく、それに対抗する。
【００１１】本発明の別の面によれば、磁気共鳴像形成
装置の主磁場を局所的にシミングする方法が提供され
る。本方法は、磁気共鳴像形成装置の主磁場内の局所的
な不均一性と実質的に等しく、且つそれに対抗する局所
化された磁場を生成するステップを含んでいる。これら
の不均一性は、主磁場内の像を形成すべき患者の局所化
された領域の幾何学的形状及び感受性によってもたらさ
れたものである。
装置の主磁場を局所的にシミングする方法が提供され
る。本方法は、磁気共鳴像形成装置の主磁場内の局所的
な不均一性と実質的に等しく、且つそれに対抗する局所
化された磁場を生成するステップを含んでいる。これら
の不均一性は、主磁場内の像を形成すべき患者の局所化
された領域の幾何学的形状及び感受性によってもたらさ
れたものである。
【００１２】以下に、例としての添付図面を参照して本
発明を遂行する方法を詳細に説明する。
発明を遂行する方法を詳細に説明する。
【００１３】
【実施例】図１を参照する。主磁場コントロール１０
は、検査領域１４を通るｚ軸に沿って実質的に均一な、
時間的に一定の主磁場Ｂ0 を生成する超電導または抵抗
性磁石１２を制御する。磁気共鳴エコー手段が、一連の
無線周波数（ＲＦ）及び磁場グラジエントパルスを印加
して磁気スピンを反転、または励振して磁気共鳴を誘起
させ、磁気共鳴をリフォーカスし、磁気共鳴を処理し、
磁気共鳴を空間的に、その他でエンコードし、スピンを
飽和させる等により磁気共鳴像形成及びスペクトロスコ
ピーシーケンスを生成させる。詳述すれば、グラジエン
トパルス増幅器２０は全身グラジエントコイル２２の選
択された１つまたは対に電流パルスを印加し、検査領域
１４のｘ、ｙ、及びｚ軸に沿う磁場グラジエントを発生
させる。ディジタル無線周波数送信機２４は、全身ＲＦ
コイル２６へ無線周波数パルスまたはパルスパケットを
伝送し、ＲＦパルスを検査領域１４内へ送信させる。典
型的な無線周波数パルスは、短い持続時間の隣合う連続
パルスセグメントのパケットからなり、これは互いに、
及び印加されたグラジエントと共に選択された磁気共鳴
処理を達成する。ＲＦパルスは、検査された領域の選択
された部分において飽和させ、共鳴を励振し、磁化を反
転させ、共鳴をリフォーカスし、または共鳴を処理する
ために使用される。全身応用の場合には、共鳴信号は全
身ＲＦコイル２６によってピックアップされるのが一般
である。
は、検査領域１４を通るｚ軸に沿って実質的に均一な、
時間的に一定の主磁場Ｂ0 を生成する超電導または抵抗
性磁石１２を制御する。磁気共鳴エコー手段が、一連の
無線周波数（ＲＦ）及び磁場グラジエントパルスを印加
して磁気スピンを反転、または励振して磁気共鳴を誘起
させ、磁気共鳴をリフォーカスし、磁気共鳴を処理し、
磁気共鳴を空間的に、その他でエンコードし、スピンを
飽和させる等により磁気共鳴像形成及びスペクトロスコ
ピーシーケンスを生成させる。詳述すれば、グラジエン
トパルス増幅器２０は全身グラジエントコイル２２の選
択された１つまたは対に電流パルスを印加し、検査領域
１４のｘ、ｙ、及びｚ軸に沿う磁場グラジエントを発生
させる。ディジタル無線周波数送信機２４は、全身ＲＦ
コイル２６へ無線周波数パルスまたはパルスパケットを
伝送し、ＲＦパルスを検査領域１４内へ送信させる。典
型的な無線周波数パルスは、短い持続時間の隣合う連続
パルスセグメントのパケットからなり、これは互いに、
及び印加されたグラジエントと共に選択された磁気共鳴
処理を達成する。ＲＦパルスは、検査された領域の選択
された部分において飽和させ、共鳴を励振し、磁化を反
転させ、共鳴をリフォーカスし、または共鳴を処理する
ために使用される。全身応用の場合には、共鳴信号は全
身ＲＦコイル２６によってピックアップされるのが一般
である。
【００１４】患者の局部領域の像を生成する場合には、
特殊化された無線周波数コイルが、選択された領域に隣
接して配置される。例えば、表面コイル３０が、肩から
首への移行領域のような局所化された選択された領域に
接して挿入される。挿入可能な表面コイル３０は、無線
周波数コイル３２及び統合された局所化されたシムコイ
ル３４を含んでいる。表面コイル３０の無線周波数コイ
ル部分３２は、磁気共鳴を励振し、像を形成すべき領域
内の患者から発する磁気共鳴信号を受信するために使用
される。代替として、表面コイル３０の無線周波数コイ
ル部分３２は、全身コイルＲＦ送信によって誘起された
共鳴信号を受信するだけのために使用することができ
る。何れの場合も発生した無線周波数信号は、全身ＲＦ
コイル２６または表面ＲＦコイル３２によってピックア
ップされ、受信機３８、好ましくはディジタル受信機に
よって復調される。
特殊化された無線周波数コイルが、選択された領域に隣
接して配置される。例えば、表面コイル３０が、肩から
首への移行領域のような局所化された選択された領域に
接して挿入される。挿入可能な表面コイル３０は、無線
周波数コイル３２及び統合された局所化されたシムコイ
ル３４を含んでいる。表面コイル３０の無線周波数コイ
ル部分３２は、磁気共鳴を励振し、像を形成すべき領域
内の患者から発する磁気共鳴信号を受信するために使用
される。代替として、表面コイル３０の無線周波数コイ
ル部分３２は、全身コイルＲＦ送信によって誘起された
共鳴信号を受信するだけのために使用することができ
る。何れの場合も発生した無線周波数信号は、全身ＲＦ
コイル２６または表面ＲＦコイル３２によってピックア
ップされ、受信機３８、好ましくはディジタル受信機に
よって復調される。
【００１５】シーケンスコントロール回路４０は、エコ
ー平面像形成、エコーボリューム像形成、グラジエント
及びスピンエコー像形成、高速スピンエコー像形成、等
々のような複数の多重エコーシーケンスの何れかを生成
するために、グラジエントパルス増幅器２０及び送信機
２４を制御する。選択されたシーケンスに対して、受信
機３８は各ＲＦ励振パルスに続く急速な連続内の複数の
データ線を受信する。アナログ・デジタル変換器４２
は、各データ線をディジタルフォーマットに変換する。
アナログ・デジタル変換器は、ディジタル受信機の場合
には無線周波数受信用コイルと受信機との間に配置さ
れ、アナログ受信機の場合には受信機から下流に配置
（図示のように）される。最終的に、受信された無線周
波数信号は再構成プロセッサ５０によって復調され、像
表現に再構成されて二次元フーリエ変換または他の適切
な再構成アルゴリズムに印加される。像は、患者を通る
平面スライス、平行平面スライスのアレイ、三次元ボリ
ューム等を現すことができる。次いで像は、像メモリ５
２内に格納され、ビデオモニタ５４のようなディスプレ
イによってアクセスされ、得られた像を人が可読の表示
にすることができる。
ー平面像形成、エコーボリューム像形成、グラジエント
及びスピンエコー像形成、高速スピンエコー像形成、等
々のような複数の多重エコーシーケンスの何れかを生成
するために、グラジエントパルス増幅器２０及び送信機
２４を制御する。選択されたシーケンスに対して、受信
機３８は各ＲＦ励振パルスに続く急速な連続内の複数の
データ線を受信する。アナログ・デジタル変換器４２
は、各データ線をディジタルフォーマットに変換する。
アナログ・デジタル変換器は、ディジタル受信機の場合
には無線周波数受信用コイルと受信機との間に配置さ
れ、アナログ受信機の場合には受信機から下流に配置
（図示のように）される。最終的に、受信された無線周
波数信号は再構成プロセッサ５０によって復調され、像
表現に再構成されて二次元フーリエ変換または他の適切
な再構成アルゴリズムに印加される。像は、患者を通る
平面スライス、平行平面スライスのアレイ、三次元ボリ
ューム等を現すことができる。次いで像は、像メモリ５
２内に格納され、ビデオモニタ５４のようなディスプレ
イによってアクセスされ、得られた像を人が可読の表示
にすることができる。
【００１６】引き続き図１と、図２とを参照する。一つ
の好ましい実施例では、統合された局所化されたシムコ
イル３４は、複数の導電性要素６２ａ−ｄを含んでい
る。導電性要素６２ａ−ｄは電流源５４に並列に接続さ
れている。各導電性要素には、直列接続されているチョ
ーク６６ａ−ｄ／抵抗６８ａ−ｄ対が接続されている。
係合した時に、電流源６４によって生成された電流が導
電性要素６２ａ−ｄを通って流れ、それによってシムコ
イル３４の領域内に局所化された磁場が生成される。シ
ムコイルは、統合されたシムコイル３４が生成する局所
化された磁場が、像を形成すべき患者の選択された領域
の幾何学的形状及び感受性に起因して磁場内に発生する
非均質性及び不均一性と実質的に等しく、それに対抗す
るように、寸法と形状とが定められている。例えば、生
成される局所化された磁場は、肩から首への移行領域を
像にする時に、その領域内に存在する２乃至３ｐｐｍま
たはそれより高い磁場不均一性を実質的に打ち消す、ま
たは否定することができる。局所化されたシムコイル
が、関心領域及び磁場の不均一領域に近いので、極めて
局所化された磁場の動揺を正確に補正することができ
る。更に、電流は、患者毎に、または走査毎に、必要に
応じてより多くの、またはより少ない補正を行うように
調整可能である。
の好ましい実施例では、統合された局所化されたシムコ
イル３４は、複数の導電性要素６２ａ−ｄを含んでい
る。導電性要素６２ａ−ｄは電流源５４に並列に接続さ
れている。各導電性要素には、直列接続されているチョ
ーク６６ａ−ｄ／抵抗６８ａ−ｄ対が接続されている。
係合した時に、電流源６４によって生成された電流が導
電性要素６２ａ−ｄを通って流れ、それによってシムコ
イル３４の領域内に局所化された磁場が生成される。シ
ムコイルは、統合されたシムコイル３４が生成する局所
化された磁場が、像を形成すべき患者の選択された領域
の幾何学的形状及び感受性に起因して磁場内に発生する
非均質性及び不均一性と実質的に等しく、それに対抗す
るように、寸法と形状とが定められている。例えば、生
成される局所化された磁場は、肩から首への移行領域を
像にする時に、その領域内に存在する２乃至３ｐｐｍま
たはそれより高い磁場不均一性を実質的に打ち消す、ま
たは否定することができる。局所化されたシムコイル
が、関心領域及び磁場の不均一領域に近いので、極めて
局所化された磁場の動揺を正確に補正することができ
る。更に、電流は、患者毎に、または走査毎に、必要に
応じてより多くの、またはより少ない補正を行うように
調整可能である。
【００１７】チョーク６６ａ−ｄは、局所化されたシム
コイル６０をＲＦ場に影響を与えることなく動作させる
ことを可能にする。換言すれば、チョーク６６ａ−ｄ
は、システムの共鳴周波数付近の周波数を有する電流に
対して高いインピーダンスを呈する。抵抗６８ａ−ｄ
は、各導電性要素６２ａ−ｄを通って流れる電流の量を
平衡させ、シミング場を形成し、輪郭付けるのに役立
つ。これらの抵抗は、電流源と同様に、性質を可変とす
ることができる。
コイル６０をＲＦ場に影響を与えることなく動作させる
ことを可能にする。換言すれば、チョーク６６ａ−ｄ
は、システムの共鳴周波数付近の周波数を有する電流に
対して高いインピーダンスを呈する。抵抗６８ａ−ｄ
は、各導電性要素６２ａ−ｄを通って流れる電流の量を
平衡させ、シミング場を形成し、輪郭付けるのに役立
つ。これらの抵抗は、電流源と同様に、性質を可変とす
ることができる。
【００１８】代替実施例では、チョーク６６ａ−ｄは、
キャパシタ・インダクタタンク回路に置換されている。
チョーク６６ａ−ｄと対立するものとして、タンク回路
は、システムの共鳴周波数付近の周波数を有する電流に
対して高インピーダンスを呈する。このようにして、タ
ンク回路は共鳴周波数電流が導電性要素６２ａ−ｄ内を
流れるのを抑圧する。
キャパシタ・インダクタタンク回路に置換されている。
チョーク６６ａ−ｄと対立するものとして、タンク回路
は、システムの共鳴周波数付近の周波数を有する電流に
対して高インピーダンスを呈する。このようにして、タ
ンク回路は共鳴周波数電流が導電性要素６２ａ−ｄ内を
流れるのを抑圧する。
【００１９】図３に示す局所化されたシムコイルの代替
実施例では、導電性要素６２ａ−ｄが、並列ではなく、
直列に接続されている。しかしながら、この局所化され
たシムコイル６０の代替実施例の理論及び動作は、上述
した実施例と同一である。少なくとも、何れの実施例も
誘電体フォーマ( former )上に配置し、局部ＲＦ表面コ
イル３２に統合させることが好ましい。代替として、局
所化されたシムコイル６０は表面コイルから分離したま
まとし、被検査患者の特定関心領域上に直接配置するこ
とができる。
実施例では、導電性要素６２ａ−ｄが、並列ではなく、
直列に接続されている。しかしながら、この局所化され
たシムコイル６０の代替実施例の理論及び動作は、上述
した実施例と同一である。少なくとも、何れの実施例も
誘電体フォーマ( former )上に配置し、局部ＲＦ表面コ
イル３２に統合させることが好ましい。代替として、局
所化されたシムコイル６０は表面コイルから分離したま
まとし、被検査患者の特定関心領域上に直接配置するこ
とができる。
【００２０】図４を参照する。電流源６４によって生成
された補正電流は、パルスシーケンス７０によって示さ
れているようにＭＲＩ走査の全持続時間にわたって印加
される直流電流であることも、または像形成シーケンス
の選択された部分中に印加されるプレコンディションニ
ングパルス等のような特定電流パルスであることもでき
る。例えば、パルスシーケンス７２によって示すよう
に、局所化されたシムコイルは走査シーケンスの脂肪分
抑圧ＲＦパルス部分中にだけ係合させることができる。
更に、局所化されたシムコイルは、オプションとして、
それ専用の電流源６４によって駆動することも、または
それに統合させることができる局所化された表面ＲＦ受
信専用コイル３２のアクティブデカップリング電流と直
列に接続することもできる。
された補正電流は、パルスシーケンス７０によって示さ
れているようにＭＲＩ走査の全持続時間にわたって印加
される直流電流であることも、または像形成シーケンス
の選択された部分中に印加されるプレコンディションニ
ングパルス等のような特定電流パルスであることもでき
る。例えば、パルスシーケンス７２によって示すよう
に、局所化されたシムコイルは走査シーケンスの脂肪分
抑圧ＲＦパルス部分中にだけ係合させることができる。
更に、局所化されたシムコイルは、オプションとして、
それ専用の電流源６４によって駆動することも、または
それに統合させることができる局所化された表面ＲＦ受
信専用コイル３２のアクティブデカップリング電流と直
列に接続することもできる。
【００２１】以上に局所化されたシムコイルを、首と肩
との間の移行領域に関連して説明したが、局所化された
シムコイルは、肩、膝、足首、胸部、顔、及び同じよう
な領域のようなアナトミの多くの領域の像形成に適用可
能であることを理解されたい。換言すれば、形状及び／
または磁気感受性が磁場内に不均一性及び非均質性を生
成するような、どのような局所化された関心領域も局所
化されたシムコイルの使用のための適切な領域である。
同じように、以上に説明した本発明は、脂肪分抑圧技術
だけではなく、不均一性及び／または非均質性に対して
１乃至３ｐｐｍレベルのような高度に敏感な技術にも適
用できることを理解されたい。例えば、若干の応用で
は、他の組織及び／または種を抑圧することが望まし
い。更に、空間的飽和技術を使用することもできる。更
に、４つの導電性要素だけを示したが、検査すべき局所
化された領域のサイズ及び性質、及び／または磁場内の
非均質性のサイズ及び位置に依存して、どのような数を
も使用できることを理解されたい。
との間の移行領域に関連して説明したが、局所化された
シムコイルは、肩、膝、足首、胸部、顔、及び同じよう
な領域のようなアナトミの多くの領域の像形成に適用可
能であることを理解されたい。換言すれば、形状及び／
または磁気感受性が磁場内に不均一性及び非均質性を生
成するような、どのような局所化された関心領域も局所
化されたシムコイルの使用のための適切な領域である。
同じように、以上に説明した本発明は、脂肪分抑圧技術
だけではなく、不均一性及び／または非均質性に対して
１乃至３ｐｐｍレベルのような高度に敏感な技術にも適
用できることを理解されたい。例えば、若干の応用で
は、他の組織及び／または種を抑圧することが望まし
い。更に、空間的飽和技術を使用することもできる。更
に、４つの導電性要素だけを示したが、検査すべき局所
化された領域のサイズ及び性質、及び／または磁場内の
非均質性のサイズ及び位置に依存して、どのような数を
も使用できることを理解されたい。
【００２２】上述した磁気共鳴像形成システムの１つの
利点は、患者のジオメトリ及び／または感受性の結果と
して磁場内に生成された局所化された不均一性を正確に
補償できることである。別の利点は、従来は得ることが
できなかった特色を示し、診断情報を有する高品質脂肪
分抑圧像を達成する能力にある。別の利点は、ｐｐｍレ
ベルで極めて局部的なシミングを達成する能力である。
別の利点は、シムコイルを表面無線周波数コイルと統合
できる能力である。
利点は、患者のジオメトリ及び／または感受性の結果と
して磁場内に生成された局所化された不均一性を正確に
補償できることである。別の利点は、従来は得ることが
できなかった特色を示し、診断情報を有する高品質脂肪
分抑圧像を達成する能力にある。別の利点は、ｐｐｍレ
ベルで極めて局部的なシミングを達成する能力である。
別の利点は、シムコイルを表面無線周波数コイルと統合
できる能力である。
【図１】本発明の諸面による統合されたシムを有する表
面コイルを含む磁気共鳴像形成装置の概要図である。
面コイルを含む磁気共鳴像形成装置の概要図である。
【図２】本発明の一面による局所化されたシムコイルの
回路図である。
回路図である。
【図３】本発明の別の面による局所化されたシムコイル
の回路図である。
の回路図である。
【図４】本発明の諸面によるパルスシーケンスを示す図
である。
である。
１０ 主磁場コントロール １２ 磁石 １４ 検査領域 ２０ グラジエントパルス増幅器 ２２ グラジエントコイルアセンブリ ２４ ＲＦ送信機 ２６ 全身ＲＦコイル ３０ 表面コイル ３２ ＲＦコイル ３４ シムコイル ３８ 受信機 ４０ シーケンスコントロール回路 ４２ アナログ・デジタル変換器 ５０ 再構成プロセッサ ５２ 像メモリ ５４ ビデオモニタ ６０ 局所化されたシムコイル ６２ 導電性要素 ６４ 電流源 ６６ チョーク ６８ 抵抗
Claims (11)
- 【請求項１】 磁気共鳴像形成システム内の主磁場の局
部領域内の局所化された不均一性を補正するための局所
化磁場シムコイル（３４）であって、 電流源（６４）に接続されている複数の導電性要素（６
２ａ−ｄ）を備え、 上記複数の導電性要素（６２ａ−ｄ）は、上記導電性要
素（６２ａ−ｄ）を通って流れる電流が局所化された磁
場を生成するように、像を形成すべき対象物の局所化さ
れた領域に近接して配列され、 上記局所化された磁場は、上記像を形成すべき局所化さ
れた領域内の上記対象物の幾何学的形状及び磁気的感受
性によって上記磁気共鳴像形成システムの主磁場内に生
成される局所化された不均一性と実質的に等しく、それ
に対抗するようになっている、ことを特徴とする局所化
シムコイル。 - 【請求項２】 上記各導電性要素（６２ａ−ｄ）に接続
されている複数の直列接続チョーク（６６ａ−ｄ）／抵
抗（６８ａ−ｄ）対を含み、上記チョーク（６６ａ−
ｄ）は上記磁気共鳴像形成システムの共鳴周波数と実質
的に同一の周波数を有する電流を抑圧し、上記抵抗（６
８ａ−ｄ）は上記各導電性要素（６２ａ−ｄ）を通って
流れる電流を平衡させるようになっている請求項１に記
載の局所化シムコイル。 - 【請求項３】 上記局所化シムコイル（３４）は、無線
周波数表面コイル（３０）内に統合されている請求項１
または請求項２に記載の局所化シムコイル。 - 【請求項４】 上記導電性要素（６２ａ−ｄ）は、並列
接続されている請求項１乃至３の何れかに記載の局所化
シムコイル。 - 【請求項５】 上記局所化シムコイル（３４）は、上記
磁気共鳴システムによって脂肪分飽和パルスシーケンス
が送信されている間だけ付勢されるようになっている請
求項１乃至４の何れかに記載の局所化シムコイル。 - 【請求項６】 上記局所化シムコイル（３４）は、上記
磁気共鳴像形成システムによって全像形成走査が行われ
ている間付勢されるようになっている請求項１乃至５の
何れかに記載の局所化シムコイル。 - 【請求項７】 磁気共鳴像形成における主磁場を局所的
にシミングする方法であって、 像を形成すべき対象物の局所化された領域に接して複数
の導電性要素を配列するステップと、 上記複数の導電性要素に電流を印加し、上記磁気共鳴像
形成装置の主磁場内の上記像を形成すべき対象物の局所
化された領域の幾何学的形状及び感受性により生じた上
記主磁場内の局所化された不均一性と実質的に等しく、
それに対抗する局所化された磁場を発生させるステップ
と、を含んでいることを特徴とする方法。 - 【請求項８】 上記配列ステップは、上記複数の導電性
要素を互いに並列、及び直列の一方に接続することを含
む請求項７に記載の方法。 - 【請求項９】 上記複数の導電性要素を通って流れる上
記磁気共鳴像形成装置の共鳴周波数と実質的に同一の周
波数を有する電流の流れを制止するステップを更に含ん
でいる請求項７または請求項８に記載の方法。 - 【請求項１０】 上記制止ステップは、上記共鳴周波数
と実質的に同一の周波数に対して高インピーダンスを呈
するステップを含んでいる請求項９に記載の方法。 - 【請求項１１】 上記電流は、上記磁気共鳴像形成装置
による脂肪分飽和シーケンスの適用中、及び上記磁気共
鳴像形成装置による全像形成走査の適用中の一方の間だ
け上記複数の導電性要素に印加されるようになっている
請求項７乃至１０の何れか１つに記載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/013,617 US6023167A (en) | 1998-01-26 | 1998-01-26 | Surface coils with integrated shims |
| US09/013617 | 1998-01-26 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11342121A true JPH11342121A (ja) | 1999-12-14 |
Family
ID=21760861
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP11055985A Abandoned JPH11342121A (ja) | 1998-01-26 | 1999-01-26 | 磁気共鳴像形成システム用シムコイル |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US6023167A (ja) |
| EP (1) | EP0932048B1 (ja) |
| JP (1) | JPH11342121A (ja) |
| DE (1) | DE69932370T2 (ja) |
Cited By (2)
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| JP2013031664A (ja) * | 2011-08-02 | 2013-02-14 | Siemens Ag | 撮像システムのための局部コイル並びに局部コイルを備えている撮像システムにおける磁場をシミング及び／又は均一化するための方法 |
| JP2018510730A (ja) * | 2015-04-10 | 2018-04-19 | シナプティヴ メディカル （バルバドス） インコーポレイテッドＳｙｎａｐｔｉｖｅ Ｍｅｄｉｃａｌ （Ｂａｒｂａｄｏｓ） Ｉｎｃ． | 核磁気共鳴画像用のシムコイル |
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- 1998-01-26 US US09/013,617 patent/US6023167A/en not_active Expired - Fee Related
-
1999
- 1999-01-19 EP EP99300372A patent/EP0932048B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1999-01-19 DE DE69932370T patent/DE69932370T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1999-01-26 JP JP11055985A patent/JPH11342121A/ja not_active Abandoned
- 1999-12-06 US US09/454,513 patent/US6100695A/en not_active Expired - Fee Related
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| DE69932370T2 (de) | 2007-07-12 |
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| EP0932048A2 (en) | 1999-07-28 |
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