(57)【要約】ＭＲ撮像のための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む。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。シムコイル要素は、ＤＣ電力供給接続を有するＤＣ電流ループを含み、これにより、ＤＣ電流が局所Ｂ０磁場を生成することが可能となる。コイルアセンブリは、送信または受信のうちの少なくとも１つのためにＲＦモードと、撮像空間のＢ０シミング、組織スピンのＭＲＩ空間的符号化、または組織スピンのＭＲＩ時間的符号化のうちの少なくとも１つのための局所Ｂ０磁場を生成するために直流モードとを、同時に提供する。シムコイル要素とＲＦコイル要素とのＲＦ相互作用を最小化するために、シムコイル内の遮断要素の構成により、シムコイル要素とＲＦコイル要素との相互インダクタンスは最小限に抑えられる。【選択図】図７
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
送信または受信のうちの少なくとも１つに関して、ＲＦモードで作動するＲＦコイル要素と、
直流（ＤＣ）モードで作動する１つ以上のシムコイル要素を有する別個のシムコイルアレイであって、ＤＣ電流が前記シムコイル要素内を流れて、Ｂ０シミング、ＭＲＩ空間的符号化、またはＭＲＩ時間的符号化のうちの少なくとも１つのための局所Ｂ０磁場を生成する、前記別個のシムコイルアレイと
を含み、
前記ＲＦコイル要素及び前記別個のシムコイルアレイは、少なくとも部分的に互いに重複し、
前記別個のシムコイルアレイは、前記ＲＦコイル要素から前記別個のシムコイルアレイを減結合するための少なくとも１つのＲＦ遮断要素を含む、
コイルアレイシステムと；
対象物体を保持するＭＲＩスキャナの磁石ボアであって、前記ＲＦコイル要素及び前記別個のシムコイルアレイは、前記対象物体の周りに配置される、前記ＭＲＩスキャナの磁石ボアと；
前記シムコイルアレイと通信し、前記シムコイルアレイの前記シムコイル要素にＤＣ電流を供給するＤＣ電源と；
前記シムコイルアレイと通信し、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電源に指示するように構成されたシムコイル回路と；
前記ＲＦコイル要素と通信し、ＲＦ受信では前記物体からＭＲ信号を受信するように、またはＲＦ送信では前記物体へＲＦパルスを送信するように構成された、ＲＦ回路と
を備える、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システム。
【請求項２】
前記ＲＦコイル要素は、ＲＦコイルアレイ内の複数のＲＦコイル要素のうちの１つであり、
前記シムコイル要素のうちのＮ個は、前記ＲＦコイルアレイ内の前記複数のＲＦコイル要素のうちの１つに対応付けられる、
請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記別個のシムコイルアレイは、少なくとも１対のＤＣワイヤを備え、
前記１対のＤＣワイヤのうちの少なくとも１つは、ＲＦ遮断要素を含む、
請求項２に記載のシステム。
【請求項４】
前記１対のＤＣワイヤのうちの前記少なくとも１つにおける前記ＲＦ遮断要素は、直流または１ＭＨｚ以下の周波数の電流のうちの少なくとも１つを通すように構成される、請求項３に記載のシステム。
【請求項５】
前記１対のＤＣワイヤのうちの前記少なくとも１つを結合する少なくとも１つのコンデンサをさらに備える、請求項３に記載のシステム。
【請求項６】
前記１対のＤＣワイヤのうちの前記少なくとも１つを結合する前記少なくとも１つのコンデンサは、１００ｐＦ未満のキャパシタンスを有する、請求項５に記載のシステム。
【請求項７】
前記１対のＤＣワイヤのうちの前記少なくとも１つを結合する前記少なくとも１つのコンデンサは、１１ｐＦ未満のキャパシタンスを有する、請求項５に記載のシステム。
【請求項８】
前記遮断要素は、前記ＭＲＩシステムのラーモア周波数とほぼ等しい共鳴周波数を有する回路を備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項９】
前記回路は、インダクタ及びコンデンサのうちの少なくとも１つを備える、請求項８に記載のシステム。
【請求項１０】
前記回路は、コンデンサと並列のインダクタを備える、請求項８に記載のシステム。
【請求項１１】
前記回路は、１００ｎＨを超えるインダクタンスを有するインダクタを備える、請求項５に記載のシステム。
【請求項１２】
前記シムコイル要素のうちの少なくとも１つはマルチターンループである、請求項１に記載のシステム。
【請求項１３】
それぞれの前記Ｎ個のシムコイル要素のうちの１つは、前記シムループの周波数応答を前記ＭＲシステムのラーモア周波数付近で分割させるように構成された離調トラップを備える、請求項２に記載のシステム。
【請求項１４】
前記Ｎ個のシムコイル要素のうちの少なくとも２つは、１対のＤＣ遮断コンデンサを介して連続的に接続される、請求項２に記載のシステム。
【請求項１５】
前記ＤＣ電源は、前記シム回路により制御されるＮチャネル回路を含み、前記Ｎチャネル回路のそれぞれは、前記Ｎ個のシムコイル要素のうちの１つに対応し、
前記シム回路は、前記Ｎ個のシムコイル要素のそれぞれにおけるＤＣ電流の個別調整を可能とする、
請求項２に記載のシステム。
【請求項１６】
前記ＲＦコイルアレイは、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コイルアレイのうちの１つである、請求項２に記載のシステム。
【請求項１７】
前記シムコイル要素の形状は、閉曲線、多角形、円形、正方形、長方形、菱形、または三角形のうちの１つである、請求項１に記載のシステム。
【請求項１８】
前記ＲＦコイル要素の形状は、閉曲線、多角形、円形、正方形、長方形、菱形、または三角形のうちの１つである、請求項１に記載のシステム。
【請求項１９】
前記コイルアレイシステムは、頭部コイル、頭部頸部脊椎コイル、心臓コイル、身体コイル、胴部コイル、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、及び頸部／胸部／腰部コイルのうちの１つである、請求項１に記載のシステム。
【請求項２０】
前記ＭＲＩシステムは、非組織材料を撮像する、請求項１に記載のシステム。
【請求項２１】
前記ＭＲＩスキャナは、人間スキャナ、動物スキャナ、材料ＭＲシステム、またはＭＲスペクトロメータのうちの１つである、請求項１に記載のシステム。
【請求項２２】
前記コイルアレイシステムは、前記ＲＦコイルアレイの個別に作動可能な別々のＲＦコイル要素と、前記別個のシムコイルアレイとの、複数の密接に積み重ねられた層を含む、請求項２に記載のシステム。
【請求項２３】
前記シム回路は、Ｂ０シミング、組織スピンのＭＲＩ空間的符号化、または組織スピンのＭＲＩ時間的符号化のうちの前記少なくとも１つのために生成された前記局所Ｂ０磁場に対応付けられたＢ０マップを生成するように構成される、請求項１に記載のシステム。
【請求項２４】
前記シム回路は、前記シムコイルアレイの前記コイル要素内のＤＣ電流を制御して、前記生成された局所Ｂ０磁場を測定するように構成される、請求項１に記載のシステム。
【請求項２５】
前記シム回路は、ＭＲスキャナと通信し、
前記シムコイルアレイ内の前記シムコイル要素は、前記ＤＣ電源からのＤＣ電流用に少なくとも１つのループを備え、
前記少なくとも１つのループはインダクタを含む、
請求項１に記載のシステム。
【請求項２６】
前記ＲＦコイル要素は、単一の送受信ＲＦコイル要素であり、
前記ＲＦ回路は、ＭＲスキャナと通信して、前記ＲＦコイルアレイに送受信を行わせ、一方前記シムコイルアレイには、前記シムコイルアレイから生成された前記局所Ｂ０磁場を使用して主磁場Ｂ０不均一性のシミングを行わせる、
請求項１に記載のシステム。
【請求項２７】
前記ＲＦコイル要素は、ＲＦ信号を送信または受信するように構成され、
前記シムコイルアレイの前記シムコイル要素は、個別に作動して、Ｂ０シミング、組織スピンのＭＲＩ空間的符号化、または組織スピンのＭＲＩ時間的符号化のうちの前記少なくとも１つのための前記局所Ｂ０磁場を同時に生成するように構成される、
請求項１に記載のシステム。
【請求項２８】
前記シムコイルアレイは、前記局所Ｂ０磁場を生成して、前記対象物体全体に均一な磁場を提供するように構成される、請求項１に記載のシステム。
【請求項２９】
前記ＲＦコイル要素と前記別個のシムコイルアレイとの距離は最小限に抑えられる、請求項１に記載のシステム。
【請求項３０】
前記ＲＦコイル要素の少なくとも一部と前記別個のシムコイルアレイの少なくとも一部とが物理的に接触するように、前記ＲＦコイル要素と前記別個のシムコイルアレイとの前記距離はほぼゼロである、請求項２９に記載のシステム。
【請求項３１】
前記ＲＦコイル要素と前記別個のシムコイルアレイとの前記距離は、約０ミリメートル〜約１０ミリメートルである、請求項２９に記載のシステム。
【請求項３２】
前記ＲＦコイル要素及び前記別個のシムコイルアレイは、前記システムの機械的保持構造の同じ層に配置される、請求項２９に記載のシステム。
【請求項３３】
前記別個のシムコイルアレイと前記ＲＦコイル要素との相互インダクタンスが最小限に抑えられるように、前記ＲＦコイル要素は、前記別個のシムコイルアレイから減結合される、請求項１に記載のシステム。
【請求項３４】
前記ＲＦコイル要素は、ＲＦシールドなしで前記別個のシムコイルアレイから減結合される、請求項１に記載のシステム。
【請求項３５】
前記別個のシムコイルアレイ内の１つ以上のシムループ要素のサイズは、前記対象物体の対象解剖構造のサイズに合致させられる、請求項１に記載のシステム。
【請求項３６】
前記対象解剖構造は、不均一な磁場を有する、請求項３５に記載のシステム。
【請求項３７】
前記対象解剖構造は、前頭前皮質、側頭葉、脊髄、前記対象物体内の金属製インプラント、心臓、胸部、腹部領域、または前記対象物体内の任意の他の微細な解剖構造である、請求項３６に記載のシステム。
【請求項３８】
前記別個のシムコイルアレイは、１つ以上のシムコイル要素を含み、
前記１つ以上のシムコイル要素のそれぞれと、前記対象物体の前記対象解剖構造との距離は、最小限に抑えられる、請求項３５に記載のシステム。
【請求項３９】
磁気共鳴（ＭＲ）システムのシミング方法であって、
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、前記コイル要素は、少なくとも１つのループを備える直流（ＤＣ）電流経路を伴う関連回路を有する、前記シムコイル要素を有する前記少なくとも１つのシムコイルアレイを提供することと、
ＲＦコイル要素をＲＦ送信モードまたはＲＦ受信モードのうちの少なくとも１つで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別個のシムコイルアレイとは互いに重複する、前記ＲＦコイル要素を前記ＲＦ送信モードまたは前記ＲＦ受信モードのうちの少なくとも１つで作動させることと、
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同時に、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Ｂ０磁場を生成することであって、それにより、前記生成された局所Ｂ０磁場を使用して、前記ＭＲシステムの磁石の撮像空間のＢ０シミング、組織スピンのＭＲＩ空間的符号化、または組織スピンのＭＲＩ時間的符号化のうちの少なくとも１つが行われる、前記局所Ｂ０磁場を生成することと
を含む、前記方法。
【請求項４０】
前記複数のシムコイル要素とそれぞれの前記ＲＦコイル要素との前記相互インダクタンスは、最小限に抑えられる、請求項３９に記載の方法。
【請求項４１】
前記ＲＦコイル要素と前記別個のシムコイルアレイとの距離は最小限に抑えられる、請求項３９に記載の方法。
【請求項４２】
前記ＲＦコイル要素の少なくとも一部と前記別個のシムコイルアレイの少なくとも一部とが物理的に接触するように、前記ＲＦコイル要素と前記別個のシムコイルアレイとの前記距離はほぼゼロである、請求項４０に記載の方法。
【請求項４３】
前記ＲＦコイル要素と前記別個のシムコイルアレイとの前記距離は、約０ミリメートル〜約１０ミリメートルである、請求項４０に記載の方法。
【請求項４４】
前記ＲＦコイル要素及び前記別個のシムコイルアレイは、前記システムの機械的保持構造の同じ層に配置される、請求項４０に記載の方法。
【請求項４５】
送信または受信のうちの少なくとも１つに関して、ＲＦモードで作動するＲＦコイル要素と、
直流（ＤＣ）モードで作動する１つ以上のシムコイル要素を有する別個のシムコイルアレイであって、ＤＣ電流が前記シムコイル要素内を流れて、Ｂ０シミング、ＭＲＩ空間的符号化、またはＭＲＩ時間的符号化のうちの少なくとも１つのための局所Ｂ０磁場を生成する、前記別個のシムコイルアレイと
を含み、
前記ＲＦコイル要素及び前記別個のシムコイルアレイは少なくとも部分的に互いに重複し、前記別個のシムコイルアレイは、前記ＲＦコイル要素から前記別個のシムコイルアレイを減結合するための少なくとも１つのＲＦ遮断要素を含み、
（ｉ）前記ＲＦコイル要素と前記別個のシムコイルアレイとの距離が約０ミリメートル〜約１０ミリメートルとなるように、（ｉｉ）前記ＲＦコイル要素及び前記別個のシムコイルアレイが、前記システムの機械的保持構造の同じ層に配置されるように、または（ｉｉｉ）（ｉ）及び（ｉｉ）の両方となるように、前記ＲＦコイル要素と前記別個のシムコイルアレイとの距離は、最小限に抑えられ、
前記ＲＦコイル要素は、ＲＦシールドなしで前記別個のシムコイルアレイから減結合される、
コイルアレイシステムと；
前記ＲＦコイル要素及び前記別個のシムコイルアレイが、対象物体の周りに配置される、該対象物体を保持するＭＲＩスキャナの磁石ボアと；
前記シムコイルアレイと通信し、前記シムコイルアレイの前記シムコイル要素にＤＣ電流を供給するＤＣ電源と；
前記シムコイルアレイと通信し、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電源に指示するように構成されたシムコイル回路と；
前記ＲＦコイル要素と通信し、ＲＦ受信では前記物体からＭＲ信号を受信するように、またはＲＦ送信では前記物体へＲＦパルスを送信するように構成された、ＲＦ回路と
を備える、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
関連出願の相互参照
本出願は、２０１７年９月２８日に出願された米国仮特許出願第６２／５６４，８８３号の優先権及び利益を主張し、その全体が参照により本明細書に組み込まれるものとする。
【０００２】
技術分野
本開示は、磁気共鳴撮像のためのシステム及び方法に関する。より具体的には、本開示は、別個のＲＦコイルアレイ及びシムコイルアレイから成る統合コイル（ＵＮＩＣ）システムに関する。
【背景技術】
【０００３】
背景
過去数十年の間、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）スキャナ技術の主要な発展は、一般的に１０年前は１．５テスラ、現在は３テスラ、将来的にはおそらく７テスラという、より高い静磁場（Ｂ０）強度に対する増加傾向の需要により、推進されてきた。理解されているように、ＭＲＩは、このような強力な磁石を使用して、スキャンの関心領域にわたり磁場を生成する。ＭＲＩスキャナは、関心領域内に無線周波数（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コイルを使用して、ＲＦ磁場が生成され、受信ＲＦコイルを使用して、関心領域から、組織の組成を示すＲＦ信号が受信される。静磁場（Ｂ０）の不均一性は常に、磁場強度の増大に伴う１つの大きな課題である。別の大きな課題は、無線周波数（ＲＦ）磁場（Ｂ１）の不均一性である。数多くのオフ共鳴撮像問題は、基本的にＢ０磁場の不均一性に起因し、これは残念なことに、Ｂ０磁場強度に比例する。例えば、特に３テスラ以上の磁場強度での、特に前頭前皮質及び側頭皮質の脳全体の機能撮像、及び心臓ＳＳＦＰ撮像では、画像アーチファクト及び信号ボイドにより劣化が生じる。シミング磁場を使用して、静磁場（Ｂ０）の均一性が調整され、よって静磁場（Ｂ０）の不均一性は改善される。
【０００４】
現在のスキャナ設計におけるＲＦコイルは、関心領域の近くに配置される。例えば、静磁場を生成するための磁石は、患者の周りの管内に配置され、一方ＲＦコイルは、管内の患者の胸部のより近くに配置される。シミング磁場を生成するために、シムコイルが管内に配置され得る。しかし、ＲＦコイル及びシミングコイルの配置に関して、競合する懸念が存在する。ＲＦコイルは、最大のＲＦ感度または信号対雑音比（ＳＮＲ）で対象物体の撮像データを実際に取得するために、対象物体の十分近くに配置される必要がある。同様に、シムコイルも通常、局所的なＢ０不均一静磁場に対し、より効果的な局所シミングを実際に提供するために、十分近くに配置される必要がある。しかし、シムコイルをＲＦコイルに近づけすぎると、ＲＦコイルとシムコイルとの相互インダクタンスに起因して、ＲＦコイルのＲＦ感度が損なわれ、これにより、対象物体から受信するＲＦ信号の信号対雑音比が低下する。従って、シムコイルアレイをＲＦコイルアレイの外側またはＲＦコイルアレイの内側に配置することにより、シミング性能の低下及び／または受信信号のＲＦ感度の減衰に至るＲＦ感度の損失を含む、特定の問題が生じ得る。ＲＦコイル（ＲＦ受信コイルまたはデュアルＲＦ送信／受信コイル）は、内部シムコイルから保護することができるが、通常これでは、ＲＦ信号を対象物体に送信することが困難となり、最新のＭＲＩスキャナには望ましくない。
【０００５】
静磁場（Ｂ０）の不均一性の課題を解決するために、２０１２年以降、「ｉＰＲＥＳ」コイルとして知られる新たなプラットフォームＭＲコイル技術が提案されてきた。「ｉＰＲＥＳ」は、統合、並列、受信、励起、及びシミングと定義される。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。このようなシステムは、デューク大学医療センター（Ｄｕｋｅ  Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｃｅｎｔｅｒ）の発明者Ｈｕｉ  Ｈａｎ、Ｔｒｏｎｇ−Ｋｈａ  Ｔｒｕｏｎｇ、及びＡｌｌｅｎ  Ｓｏｎｇによる米国特許公開第２０１４／０００２０８４号（特許文献１）に記載される。
【０００６】
ｉＰＲＥＳの概念は、並列ＲＦ受信／送信、及びＢ０磁場シミングのために、別個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。これは、同じ物理的なコイルループまたは導体内で、励起／受信用の無線周波数電流と、Ｂ０シミング用の直流電流とが、独立して共存することを可能にする回路設計に依存する。異なる周波数の電流または波が、それらの間に望ましくない干渉を生じることなく、同じ導体または媒体内に独立して共存し得るという基礎原理は、単純であり、電気物理分野及び通信分野では広く知られている。
【０００７】
ｉＰＲＥＳシステムは現在、スキャナ内球面調和（ＳＨ）シムコイル、ＲＦコイルアレイから離して配置された別個のシムコイル／要素を使用するマルチコイルシミング技術を含む全ての他の既存シミング技術と比較して、おそらく最も効率的で実装しやすいシミング技術とみなされている。同じＲＦ／ＤＣコイルループにより固有に提供される局所的マルチコイルシミング機能は、脳、心臓、及び筋骨格撮像における空気／骨／組織の磁化率差に起因する多数のオフ共鳴（ｏｆｆ  ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）撮像問題に、前例のないレベルで対処することができ、従って、問題のある関心領域において、画像の忠実度及び解像度が大幅に向上する。ｉＰＲＥＳ技術は、頭部コイル、心臓コイル、筋骨格コイル、乳房コイル、及び膝コイルなどの様々なコイルに提供され得る。こ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アーキテクチャの変更を最小限にとどめながら、電流生成ＲＦコイルアレイに取って代わり得る。
【０００８】
ｉＰＲＥＳコイルは他の既存技術より大いに優れているが、ｉＰＲＥＳコイルに固有の２つの重大な制限が依然として存在し、これらは特に、ほとんどの病院及び研究機関に普及している３Ｔ及び１．５Ｔ人体ＭＲＩスキャナ、並びに全ての動物ＭＲＩスキャナに関して存在する。第一に、ＲＦ電流及びＤＣ電流の両方が同じ導体／ループ内を流れるため、ＤＣシムループのサイズ、形状、及び位置は、ＲＦループのものと同じに制限される。第二に、ｉＰＲＥＳコイルのＤＣシムコイルループの数は、利用可能なＲＦ受信器の数により制限され、すなわち、最新の３Ｔ人体スキャナでは３２個のＲＦ受信器の数により制限され（３２個のシムコイルを有する）、多数の１．５Ｔ／３Ｔスキャナでは１６または８個のＲＦ受信器の数により制限され（１６または８個のシムコイルを有する）、ほとんどの動物スキャナでは１〜８個のＲＦ受信器の数により制限される（１〜８個のシムコイルを有する）。
【０００９】
シムコイルの数の増加を阻むこれらの制限は、シミングの有効性を大きく制約する。シムコイルの数（すなわち自由度数）を増やすことで、シミングの有効性は劇的に向上することができる。同様に重要なこととして、シムコイルのサイズを、空気／骨／組織の磁化率差に起因する高次（２次を超える）磁場不均一性を有する解剖構造の寸法と必ず合致させることで、反対の高次シム磁場を生成し、これらの解剖構造内の不均一磁場を相殺することができる。
【００１０】
より最近では、ほぼ全てのＭＲＩコイル及びシステムに適用可能な統合ＲＦ及びＢ０シミングを提供するコイル設計概念が提案されている。このコイル設計は、物理的に別個のＲＦコイル及びシムコイルを幾何学的減結合方法と組み合わせて使用することを伴い、別個のシムループとＲＦループとの距離を最小化し、シムループがＲＦループから物理的に解放されることを可能にする。これは、発明者Ｈｕｉ  Ｈａｎ及びＤｅｂａｉｏ  Ｌｉによる国際特許公開ＷＯ２０１７／０７９８４７（特許文献２）に記載される。従って、ＲＦコイル及びシムコイルの両方を、対象物の非常に近くに配置し、各機能の性能を最大化するように個別に設計することができる。しかし、このようなコイル設計概念はいくつかの点で有利ではあるが、必要な幾何学的減結合を提供するようにＲＦループ及びシムループを設計しなければならないため、設計は複雑さを増す。
【００１１】
従って、シミングの有効性を向上させるために、ＲＦ受信器チャネルの数よりも多いシムコイルを可能にする磁気共鳴コイルシステムが求められている。別個のＲＦループアレイ及びシムループアレイが、シミングの有効性を向上させるために最小相互距離を保ちながら、重複し、機械的コイル支持構造体の同じ表面または層を共有することを可能にするコイルシステムも求められている。従来のＲＦアレイもしくはＲＦコイル、またはｉＰＲＥＳコイルもしくはｉＰＲＥＳアレイと比較して、ＭＲＩ  ＲＦコイルの放射直径を大きくする必要のないコイルシステムも求められている。シミングコイルに必要なＲＦチョークの数を最小限に抑えるコイルアセンブリも求められている。さらに重要なことには、シミングコイルとＲＦコイルアレイとの相互インダクタンスに起因するそれらの相互作用を最小限に抑え、さらにまた、対象物の任意の部分を撮像するための撮像基準を満たすのに、設計上十分柔軟性に富むコイルシステムが求められている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１２】
【特許文献１】米国特許公開第２０１４／０００２０８４号
【特許文献２】ＷＯ２０１７／０７９８４７
【発明の概要】
【００１３】
概要
一例は、機械的コイル支持構造体及びコイルアレイシステムを含む磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムである。コイルアレイシステムは、複数のコイル要素を有するＲＦコイルアレイを含む。コイル要素のそれぞれは、送信または受信のうちの少なくとも１つに関して、ＲＦモードで作動する。別個のシムコイルアレイは、直流（ＤＣ）モードで作動する複数のコイル要素を有し、ＤＣモードでは、ＤＣ電流がそれぞれのコイル要素を流れて、Ｂ０シミングのための局所Ｂ０磁場が生成される。２つの別個のＲＦコイルアレイ及びシムコイルアレイは、機械的コイル支持構造体の同じ表面または層を共有する、または互いに近接する２つの別個の機械的コイル支持構造体に存在する。
【００１４】
２つの別個の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相互作用を最小限に抑えるために、ＲＦチョークなどの遮断要素をシムコイルアレイに統合することにより、互いにＲＦ減結合される。重要なことには、この減結合は、ＲＦコイルアレイ（例えばアンテナ）と、ＤＣ（直流）デバイスであるシムコイルアレイとの間で行われる。ＭＲＩスキャナの磁石ボアは、対象物体を保持する。機械的構造体は、対象物体の周りに配置する別個のＲＦコイル及びシムアレイを支持する。ＤＣ電源は、シムコイルアレイと通信して、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。シムコイル回路は、シムコイルアレイと通信し、Ｂ０シミング、スピンのＭＲＩ空間的符号化、またはスピンのＭＲＩ時間的符号化のうちの少なくとも１つのための局所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電源に指示するように構成される。ＲＦ回路は、別個のＲＦコイルアレイと通信し、ＲＦ受信では物体からＭＲ信号を受信するように、またはＲＦ送信では物体へＲＦパルスを送信するように、構成される。
【００１５】
別の例は、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設けられる。コイル要素は、少なくとも１つのループを備える直流（ＤＣ）電流経路を伴う関連回路を有する。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受信モードのうちの少なくとも１つで作動する。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されている。２つの別個のＲＦコイルアレイ及びシムコイルアレイは、機械的コイル支持機構体の同じ表面または層を共有する。２つの別個の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相互作用を最小限に抑えるために、ＲＦチョークなどの遮断要素をシムコイルアレイに統合することにより、互いにＲＦ減結合される。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同時に、少なくとも１つのシムコイルアレイのコイル要素のＤＣ電流経路を通ってＤＣ電流が流れる。コイル要素のＤＣ電流経路を通るＤＣ電流の流れに応じて、局所Ｂ０磁場が生成され、これにより、生成された局所Ｂ０磁場を使用して、ＭＲシステムの磁石の撮像空間のＢ０シミングが行われる。
【００１６】
本発明の追加態様は、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考慮すれば、当業者には明らかであり、図面の簡単な説明が下記に提供される。
【００１７】
例示的な実施形態が、参照される図に示される。本明細書に開示される実施形態及び図は、限定ではなく例示とみなされることが意図される。
【図面の簡単な説明】
【００１８】
【図１】分離されたＲＦコイルとシミングコイルアレイとを備えるコイルアセンブリの例示的な要素設計の回路図である。
【図２】分離されたＲＦコイルと、２ターンシムコイルを有するシミングコイルアレイとを備えるコイルアセンブリの例示的な要素設計の回路図である。
【図３】シムループとＲＦループとの減結合のためにトランス減結合を使用する、分離されたＲＦコイルとシミングコイルアレイとを備えるコイルアセンブリの例示的な要素設計の回路図である。
【図４Ａ】シムループとＲＦループとの減結合のために局所離調トラップを使用する、分離されたＲＦコイルとシミングコイルアレイとを備えるコイルアセンブリの例示的な要素設計の回路図である。
【図４Ｂ】シムループとＲＦループとの減結合のために局所離調トラップを使用する、分離されたＲＦコイルとシミングコイルアレイとを備えるコイルアセンブリの例示的な要素設計の回路図である。
【図５】シミングコイルアレイから分離されたＲＦコイルを備えるコイルアセンブリの例示的な要素設計の異なる代替案である。
【図６】シミングコイルアレイから分離されたＲＦコイルを備えるコイルアセンブリの例示的な要素設計の異なる代替案である。
【図７】分離されたＲＦコイルアレイ及びシムコイルアレイを備える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８】図１０のＭＲＩシステムで使用される別個のＲＦコイルアレイ及びシムコイルアレイを有する統合コイルアレイのブロック図である。
【図９】脳撮像用の例示的なＵＣアレイの回路図である。
【図１０】図９の回路を使用する脳撮像用の頭部コイルである。
【図１１】例示的なＲＦチョークの写真である。
【図１２】ＲＦチョークを備える例示的なシングルターンシムコイルの写真である。
【図１３】ＲＦチョークを備える例示的な２ターンシムコイルの写真である。
【発明を実施するための形態】
【００１９】
詳細な説明
図１は、磁気共鳴システム用のＲＦコイル１０２とシムコイル１０４と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表す外側の円形ループである。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、組織または非組織材料のスピンからＭＲ無線周波数（ＲＦ）信号を受信する、または送信専用ＲＦコイルとして、組織または非組織材料のスピンを励起するためにＲＦパルスを送信する、または送信及び受信ＲＦコイルとして両機能を実行する。コイル１０２は、コイル１０２の性能を安定させるいくつかの分散したコンデンサ１１０、１１２、１１４、及び１１６を含む。コンデンサ１１０、１１２、１１４、及び１１６などのコンデンサの数は、正の整数であるｎである。この例では、ｎ＝４である。本明細書におけるこの例及び他の例では、従来のＲＦ専用ループコイルは、別段の指定がない限り、同じ定義に従う。ＲＦコイル１０２及びシムコイル１０４は、コイル支持構造体１０６に取り付けられ得る。機械的コイル支持構造体１０６は、コイルヘルメット、コイル筐体、または任意の他の機械的コイルアセンブリであり得る。
【００２０】
この例では、ＲＦコイル１０２のループの直径は、用途に応じて、１ｃｍ〜１００ｃｍであり得る。例えば、心臓コイルアレイは、上部胸部構造体に、それぞれ直径が１０〜２０ｃｍである１６個のループを含み、底部胸部構造体に、それぞれ直径が１０〜２０ｃｍである１６個のループを含み得る。頭部コイルは、それぞれ直径が５〜１２ｃｍの３２個のループを有し得る。当然のことながら、他の種類のアレイには、他のサイズのループ及び他の数のループが使用されてもよい。ＲＦ信号の典型的な周波数は、１．５Ｔスキャナでは６３．９ＭＨｚまたは６３．６ＭＨｚ、３Ｔスキャナでは１２８ＭＨｚまたは１２３．２ＭＨｚ、７Ｔスキャナでは２９８ＭＨｚであり得る。
【００２１】
シムコイル１０４は、ＲＦコイル１０２に関して完全に分離したシムコイル１０４の一例を表す正方形のシムループ１２０を含む。ＲＦコイル１０２及びシムループ１２０の両方とも、導体材料である。図１のシムコイル１０４は、ＤＣ電流がコントローラ１３０により制御される１チャネルシムコイルの一例である。この例では、コントローラ１３０は、ＤＣ電流供給を提供する電流源増幅器を含むＤＣ電流源である。上記のように、シムコイルは、正方形のシムループ１２０を含む。
【００２２】
様々な実施形態では、シムループ１２０などのシムループは、シムループへの高周波信号結合を遮断するために、統合された遮断要素を含むように構成され得る。例えば、高周波信号は、ＲＦコイル１０２などの近くのＲＦループにより生成される。遮断要素は、直流電流の低周波電流の伝播を可能にしながら、シムループに沿った高周波電流の伝播を遮断する任意の種類の回路要素であり得る。下記に説明される様々な構成では、遮断要素は、シムループに沿って挿入されるＲＦチョークとして具現化されるが、これは単に例示を容易にするためである。同等の機能を有する任意の他の種類の回路が、シムループに統合されてもよいと考えられる。さらに、シムループの任意の固有のインダクタンスまたはキャパシタンスを利用して、遮断要素を完全にまたは部分的に定義することができると考えられる。
【００２３】
シムループ１２０は、ｎ個の分散ＲＦチョークを有し得、ｎは、０または正の整数であり得る。この例では、シムループ１２０は、コンデンサ（Ｃ２）と並列のインダクタ（Ｌ２）の形態のＲＦチョーク１４０を有する。しかしながら、様々な実施態様では、インダクタ及び／またはコンデンサ及び／またはダイオードの任意の組み合わせが使用され得る。ＲＦチョーク１４０は、ＲＦ電流を防止するが、シムループ１２０内のＤＣ電流を許容する。
【００２４】
様々な構成では、遮断要素は、ＲＦ電流を阻止するために様々な方法で構成され得る。いくつかの構成では、遮断要素の共鳴周波数がおよそＭＲＩシステムのラーモア（Ｌａｒｍｏｒ）周波数となるように、シムループは構成され得る。例えば、ＲＦチョーク１４０の共鳴周波数がＭＲＩシステムのラーモア周波数の±１５％となるように、ＲＦチョーク１４０のコンデンサ値及びインダクタ値は選択され得る。他の構成では、インダクタンスは十分に高く、直流以外の全てを効果的に遮断するように作用する。
【００２５】
上記に示されるように、シムコイル１０４は、コントローラ１３０により制御されるチャネルと対応付けられる。図１のチャネルＣｈ１＋−は、コントローラ１３０のＤＣ電流源供給のＤＣ電流供給端子１５０の正極性及び負極性を表す。シムコイル１０４用のＤＣ電流は、コントローラ１３０内のチャネル電流増幅器を介して個別に制御され、１対のＤＣ供給ワイヤ１６０を使用して、シムコイル１０４に提供される。ここでも不要なＲＦ電流を除去するために、ＲＦチョーク１７０及び１７２などの１つ以上のＲＦチョークが、ＤＣ供給ワイヤ１６０に挿入され得る。図１に示されるように、この例では、ＲＦチョーク１７０及び１７２はそれぞれ、インダクタとコンデンサとの並列の組み合わせである。しかしながら、様々な実施態様では、ＲＦ電流を阻止するがＤＣ電流を許容する任意の他の種類の回路が使用されてもよい。１対のＤＣ供給ワイヤ１６０はまた、不要な追加局所磁場が生成されることを避けるために、ねじり合わせられ得る。
【００２６】
図１の例は単に、理解を容易にする、本開示によるコイルアセンブリの基本的な実施態様を例示するために、提供される。すなわち、１つのＲＦコイルと１つのシムコイルである。しかし、本開示は、図１の例に適用できる様々な変更を考慮する。
【００２７】
いくつかの実施態様では、シムコイルは、任意の数の遮断要素で構成され得る。例えば、図１を再び参照すると、３個のＲＦチョーク（１４０、１７０、及び１７２）の代わりに、単一のＲＦチョークを使用して、不要なＲＦ電流が遮断され得る。さらに、いくつかの事例では、シムループは、十分な固有のインダクタンス及び／またはキャパシタンスを有するように設計され得、これによりＲＦチョークを追加する必要がなくなる。さらに、シムコイルのこれらの固有の特性は、いくつかの事例では、追加要素を使用して調整され得る。従って、シムコイルは、遮断要素として構成されたＲＦチョークを、ゼロまたは任意の正の整数の個数分、含み得る。
【００２８】
いくつかの実施態様では、コイルアセンブリは、複数（例えば最大５１２個）のＲＦループ含むことができ、これらは共に従来のＲＦ位相アレイコイルを形成することができる。ＲＦループのうちの少なくとも１つに対し、少なくとも１つの別個のシムループ（例えば１〜１００個）が使用され得る。これらのシムループは、ＲＦループの近くのどこかに、対応するＲＦループの下、上、または同じ表面に、ＲＦループ及び他のシムループと重複してまたは部分的に重複して、配置され得る。
【００２９】
いくつかの実施態様では、２つのＤＣ電流供給ワイヤを有する各シムループに関して、シムループ及びＤＣワイヤにおけるＲＦチョークの数は、様々であり得る（例えば０〜１０００個）。さらに、ＲＦチョークは、シムループ及びＤＣワイヤのどこにでも配置することができる。実際には、ＲＦチョークは、ＭＲシステムのラーモア周波数に近い不要な共鳴スペクトルモードを作り出さないように、配置されるべきである。
【００３０】
いくつかの実施態様では、ＲＦコイル及びシムコイルの形状は、様々であり得る。例えば、各シムループ及びＲＦループの形状は、正方形、円形、長方形、菱形、三角形、または任意の他の形状であり得る。さらに、図１に示されるように、同じコイルアセンブリ内の全ての要素の形状が、同一である必要はない。さらに、同一のシムループのサイズも、異なってもよい（すなわちより大きくても、より小さくてもよい）。
【００３１】
いくつかの実施態様では、シムループの配置は、様々であり得る。つまり、シムアレイ内の別個のシムループと、ＲＦループとの相対的位置は、柔軟に変更可能であり得る。例えば、シムアレイの半分は、ＲＦループの外側にあり得、一方もう半分は、ＲＦループの内側にあり得る。
【００３２】
いくつかの実施態様では、シムコイル及びＲＦコイルは、物理的に分離している。シムコイルとＲＦコイルとの間には、直接の電気的接触があってはならない。例えば、シムコイル及びＲＦコイルを画定するいずれの導電性形体も、接触してはならない。いくつかの実施態様では、このような形体は、互いに交差して空間及び距離を最小限に抑えることができるが、電気的接触を防ぐために、電気的に絶縁しなければならない。
【００３３】
いくつかの実施態様では、シムループは、一定のＤＣ電流及び／または時変ＤＣ電流を含み得る。シムループ内のＤＣ電流を変化させることにより、シムループは時変Ｂ０磁場を生成することができ、これは、関心領域（ＲＯＩ）内の磁場を均一化する動的Ｂ０シミングのために、またはスピンのＭＲＩ空間的符号化及び／またはＭＲＩ時間的符号化のために、使用され得る。このような方法を使用して、Ｂ０磁場を空間的及び時間的に操作することにより、異なる場所での組織の分化が向上され得る、または同時に両方が行われる。
【００３４】
図２は、２ループシムコイルを含むコイルアセンブリ２００を示す。コイルアセンブリ２００は、ＲＦコイル２０２を含む。ＲＦコイル２０２の円形ループは、従来のＲＦ専用ループコイルを表す。コイルアセンブリ２００は、２つの長方形のシムループ２０６Ａ及び２０６Ｂを有するシムコイル２０４を含む。２つのシムループ２０６Ａ及び２０６Ｂは、それぞれのＲＦチョーク２１４及び２１６を含む。１対のＤＣ電流ワイヤ２２４はそれぞれ、ＲＦチョークを含み、シムコイル２０４に電流を提供する。１対のＤＣワイヤ２２４並びにシムループ２０６Ａ及び２０６Ｂのそれぞれに関するＲＦチョークの数は、ゼロまたは任意の正の整数であり得る。
【００３５】
図１のコイルアセンブリ１００と同様に、図２の外側の円形ループであるＲＦコイル２０２は、従来のＲＦ専用ループコイルを表す。内側の１つの正方形のシムループ２０６Ａ及び２０６Ｂは、２ターンを有する完全に「別個」のシムコイルの一例を表し、これは、直流（ＤＣ）モード（すなわちゼロまたは１００ＫＨｚ未満の低周波数）でのみ機能する。
【００３６】
図２ではさらに、シムコイル２０４は、シムループ内のＤＣ電流が１チャネルＤＣ電流源または電流供給により個別に制御される１チャネルシムコイルループとして示される。図１（１つのシムループ）と比較すると、図２の２つのシムループ２０６Ａ及び２０６Ｂは、同じＤＣ電流振幅に対し、２倍のシム磁場強度を提供することができる。
【００３７】
図２は、２つのＲＦチョーク（２１４、２１６）のみを示すが、他の実施態様も可能である。例えば、２つの正方形のシムループ設計では、ｎ個の分散ＲＦチョークが使用され得、ｎは０または正の整数であり得る。
【００３８】
図１と同様に、図２のチャネルＣｈ１＋−は、１チャネルＤＣ電流源のＤＣ電流供給端子の正極性及び負極性を表す。図２のシムコイル２０４のＤＣ電流は、ＤＣ電流増幅器／電流源の１つのチャネルにより、個別に制御されることに、留意されたい。また図１と同様に、不要なＲＦ電流を除去するために、１つ以上のＲＦチョークがＤＣ供給ワイヤ２２４に挿入され得る。例えば、図２では、１対のＤＣ供給ワイヤ２２４のそれぞれに、ＲＦチョーク２２６及び２２８が使用されていることが示される。１対のＤＣ供給ワイヤ２２４は、不要な追加局所磁場が生成されることを避け、ＲＦコイル２０２または存在する任意の他のＲＦループとの相互作用を最小化するために、ねじり合わせられ得る。ここで示される矢印は、ＤＣシム電流の方向を意味し、これは正電流（時計回り）または負電流（反時計回り）であり得ることに、留意されたい。
【００３９】
図１の例と同様に、図２の例では、ＲＦコイル２０２（または他のＲＦループ）により潜在的に誘導される不要なＲＦ電流を除去するために、シムループ２０６Ａ及び２０６Ｂ並びにＤＣ供給ワイヤ２２４に、任意の数のＲＦチョークが使用され得る。従って、ＲＦループのみを有する場合と比較して、シムループとＲＦループとの間の相互作用の最小化が達成され、信号対雑音比（ＳＮＲ）損失が最小限に抑えられる。
【００４０】
図１に関して上記で論述された同じ変更及び変形は、図２のコイルアセンブリにも適用することができる。
【００４１】
図３は、トランス減結合を実施するコイルアセンブリ３００を示す。コイルアセンブリ３００は、ＲＦコイル３０２と、円形シムコイル３０４とを含む。１対のＤＣ電流ワイヤ３２４はそれぞれ、ＲＦチョークを含み、シムコイル３０４に電流を提供する。１対のＤＣワイヤ３２４及びシムコイル３０４のそれぞれに関するＲＦチョークの数は、ゼロまたは任意の正の整数であり得る。
【００４２】
図１のコイルアセンブリ１００と同様に、図３のＲＦコイル３０２の外側の長方形ループは、従来のＲＦ専用ループコイルを表す。内側の円形シムコイル３０４は、完全に「別個」のシムコイルループの一例を表す。
【００４３】
図３ではさらに、シムコイル３０４は、シムループ内のＤＣ電流が１チャネルＤＣ電流源または電流供給により個別に制御される１チャネルシムコイルループとして示される。
【００４４】
図３は、１つのＲＦチョーク（３１４）のみを示すが、他の実施態様も可能である。例えば、円形のシムコイル設計では、ｎ個の分散ＲＦチョークが使用され得、ｎは０または正の整数であり得る。
【００４５】
図１と同様に、図３のチャネルＣｈ１＋−は、１チャネルＤＣ電流源のＤＣ電流供給端子の正極性及び負極性を表す。図３のシムコイル３０４のＤＣ電流は、ＤＣ電流増幅器／電流源の１つのチャネルにより、個別に制御されることに、留意されたい。また図１と同様に、不要なＲＦ電流を除去するために、１つ以上のＲＦチョークがＤＣ供給ワイヤ３２４に挿入され得る。例えば、図３では、１対のＤＣ供給ワイヤ３２４のそれぞれに、ＲＦチョーク３２６及び３２８が使用されていることが示される。１対のＤＣ供給ワイヤ３２４は、不要な追加局所磁場が生成されることを避け、ＲＦコイル３０２または存在する任意の他のＲＦループとの相互作用を最小化するために、ねじり合わせられ得る。ここで示される矢印は、ＤＣシム電流の方向を意味し、これは正電流（時計回り）または負電流（反時計回り）であり得ることに、留意されたい。
【００４６】
図１の例と同様に、図３の例では、ＲＦコイル３０２（または他のＲＦループ）により潜在的に誘導される不要なＲＦ電流を除去するために、シムコイル３０４及びＤＣ供給ワイヤ３２４に、任意の数のＲＦチョークが使用され得る。従って、ＲＦループのみを有する場合と比較して、シムコイルとＲＦループとの間の相互作用の最小化が達成され、信号対雑音比（ＳＮＲ）損失が最小限に抑えられる。
【００４７】
図３に示されるように、トランス減結合コンデンサであるコンデンサＣｔが適用される。ＭＲシステムのラーモア周波数のシムコイル３０４に高インピーダンスを生成するために、コンデンサＣｔの値は、例えば１ｐｆ未満のように、小さくなるように選択され得る。これにより今度は、シムコイル３０４と存在する任意のＲＦループとの間に、より良いＲＦ減結合が提供される。同様に、トランス減結合コンデンサＣｔは、図２の事例、または複数のシムループを備えるシムコイルを使用する任意の他の構成にも、使用することができる。
【００４８】
図１に関して上記で論述された同じ変更及び変形は、図３のコイルアセンブリにも適用することができる。
【００４９】
図４Ａ及び図４Ｂは、別個のシムループの設計の別例であるが、局所離調トラップ回路を使用する。例示を容易にするために、図４Ａ及び図４Ｂのコイルアセンブリ４００及び４５０はそれぞれ、コイルアセンブリ３００と実質的に類似するように構成される。すなわち、コイルアセンブリ４００及び４５０のそれぞれは、ＲＦコイルを画定する外側の正方形ループと、別個のシムコイルを画定する内側の円形ループとを有する。構成要素及び説明の詳細は、図１〜図３で説明されたものと同様である。
【００５０】
図４Ａ及び図４Ｂの設計では、離調トラップが使用される。特に、シムコイルをＭＲシステムのラーモア周波数に同調させる同調周波数コンデンサＣｆが設けられる。図４Ａの設計では、調整可能なＬＣ回路（調整可能なインダクタＬ３と調整可能なコンデンサＣ３との組み合わせにより画定される）が、同調周波数コンデンサＣｆと直列に設けられる。シムコイルの周波数応答が分割周波数でピークを有するように、ＬＣ回路の構成要素を調整して、ＬＣ回路をラーモア周波数で共鳴させることができる。１つのピークは、ラーモア周波数より高く、別のピークは、ラーモア周波数より低い。さらに、ピーク周波数に対して、ラーモア周波数は大きなディップを有する。その結果、シムループは、ラーモア周波数で共鳴するＲＦループから、強く減結合される。これは、従来のＲＦ受信コイルで使用される離調回路と同様であり、離調回路は、ＲＦ送信パルス中にダイオードを通してバイアス電流を流すことにより有効化される。しかし、ここでの違いは、離調トラップは、Ｂ０シミング、スピンのＭＲＩ空間的符号化、またはスピンのＭＲＩ時間的符号化のうちの少なくとも１つのために、シムコイルでのみ使用されることである。
【００５１】
図４Ｂの設計では、調整可能なＬＣ回路は、同調周波数コンデンサＣｆと並列に設けられる。従って、離調回路は、Ｌ２、Ｃ２、及びＣｆを備える。他の実施態様では、他の離調回路設計が使用されてもよい。さらに、離調トラップは、図２で示されるもののように複数のシムループを有するシムコイルにも使用することができる。
【００５２】
図１に関して上記で論述された同じ変更及び変形は、図４Ａ及び図４Ｂのコイルアセンブリにも適用することができる。
【００５３】
図１、図２、図３、図４Ａ、及び図４Ｂのコイルアセンブリは、単一の制御チャネルに対応付けられたシムコイルから成るが、本開示は、複数のチャネルと共に使用するシムコイルを提供するために開示された設計方法を用いることを企図する。これは、図５及び図６に示される。
【００５４】
図５は、２つの制御チャネルと共に使用するシムコイルアレイの一例であるコイルアセンブリ５００を示す。図６は、２ループシムコイルアレイの別の例である別のコイルアセンブリ６００を示す。両方のコイルアセンブリ５００及び６００において、シムコイルは、２つのチャネルを備えた電流コントローラにより制御される２チャネルシムコイルを表す。
【００５５】
まず図５を参照すると、コイルアセンブリ５００は、ＲＦコイル５０２を含む。ＲＦコイル５０２の円形ループは、従来のＲＦ専用ループコイルを表す。コイルアセンブリ５００はまた、２つの内側の長方形シムコイル５０４及び５０６を含む。これらのシムコイルのそれぞれは、図２のシムコイルと同様である。すなわち、シムコイル５０４及び５０６のそれぞれは、複数のターンを含む。図５では、２つのシムコイル５０４及び５０６は、０〜１０，０００ＰＦであり得る１対のＤＣ遮断コンデンサ５１０及び５１２を介して接続される。シムコイル５０４及び５０６は、それぞれのＲＦチョーク５１４及び５１６を含む。１対のＤＣ電流ワイヤ５２４及び５２６はそれぞれ、ＲＦチョークを含み、それぞれのシムコイル５０４及び５０６に電流を提供する。ＤＣワイヤ及びシムコイルそれぞれに関するＲＦチョークの数は、任意の正の整数であり得る。図５の例では、シムコイル５０４及び５０６は、ＲＦコイル５０２に関して同心円状に配置される。しかしながら、他の配置を設けることもできる。例えば、シムコイル５０４及び５０６は、互いに隣接して、または重複するように、配置することができる。
【００５６】
コイルアセンブリ５００では、望ましくないＲＦ電流（ＲＦコイル５０２により潜在的に誘導される）が、シムコイル５０４及び５０６内を矢印の方向に経路に沿って流れる。ここで矢印は、ＲＦコイル５０２により潜在的に誘導されるＲＦ電流の方向を意味することに、留意されたい。この例では、シムコイル５０４は、１対のコンデンサＣ２を介してシムコイル５０６に流れる反時計方向のＲＦ電流を有する。よって、シムコイル５０６は、シムコイル５０４と同じ振幅を有する時計方向のＲＦ電流を有する。ＲＦ電流が同じであるため、シムコイル５０４及び５０６の潜在的ＲＦ電流により生じる磁束は、互いに打ち消し合う。従って、シムコイル５０４及び５０６とＲＦコイル５０２との相互インダクタンスはゼロであり、シムコイル５０４及び５０６はよって、ＲＦコイル５０２から本質的に減結合される。
【００５７】
図２及び図５に示されるように、本開示で記載される全てのシムコイル構成は、２回、３回、またはそれより多くの回数などの複数のターンまたはループに拡張されてもよい。複数のターンにより、電流が減少し、シングルターンループと同じシム磁場を生成することが可能となる。あるいは、複数のターンにより、電流レベルが同じになり、シングルターンコイルと比較して増大したシム磁場強度を生成することが可能となる。マルチターン／ループシムコイルを有効にすることにより、シム磁場強度が増大され、超高（７Ｔ以上）の静磁場によりもたらされる課題に対応することができる。これらの超高磁場には、高シム強度が必要であり、高シム強度はまた、シム電流振幅を低減させて、熱放散を最小限に抑えることができる。
【００５８】
図５のコイルアセンブリ５００と同様に、図６のコイルアセンブリ６００は、ＲＦコイル６０２と、シムコイル６０４及びシムコイル６０６を含む２チャネルシムアレイとを備える。２つのシムコイル６０４及び６０６は、円形であり、互い及びＲＦコイル６０２に関して同心円状に配置される。シムコイル６０４及び６０６は、それぞれのＲＦチョーク６１４及び６１６を含む。１対のＤＣ電流ワイヤ６２４及び６２６はそれぞれ、ＲＦチョークを含み、それぞれのシムコイル６０４及び６０６に電流を提供する。ＤＣワイヤ及びシムコイルそれぞれに関するＲＦチョークの数は、ゼロまたは任意の正の整数であり得る。
【００５９】
２つのシムコイル６０４及び６０６は、１対のＤＣ遮断コンデンサを介して接続され、それぞれがＲＦチョーク（ｒｆｃ２）を含む。コイルアセンブリ５００と同様に、ＲＦ専用コイル６０２により誘導される望ましくないＲＦ電流が、矢印の方向に経路に沿って流れる。ＲＦ電流により生成される磁束は、２つの同一のシムコイル６０４及び６０６において反対の符号を有し、互いに打ち消し合う。シムコイル６０４及び６０６の２チャネルシムアレイとＲＦコイル６０２との相互インダクタンスはゼロであり、シムアレイはよって、ＲＦコイル６０２から本質的に減結合される。
【００６０】
図５及び図６では、Ｃｈ１＋−及びＣｈ２＋−は、２チャネルＤＣ電流源供給のＤＣ電流供給端子の正極性及び負極性を表す。各シムチャネルのＤＣ電流は、別個のチャネル電流増幅器により、個別に制御される。図５及び図６に示されるように、不要なＲＦ電流を除去するために、１つ以上のＲＦチョーク（ｒｆｃ１）がＤＣ供給ワイヤに挿入され得る。しかし、上記のように、シムコイルの固有のキャパシタンス及び／またはインダクタンスが必要な遮断機能を提供する場合は、ＲＦチョークを挿入する必要はない。
【００６１】
さらに、本開示に記載されるシムコイル構成は、シムコイルアレイを形成するために使用され得る。このような構成では、同様のアレイを構成するシムコイルの数は、任意の正の整数であり得る。
【００６２】
有利なことに、ＷＯ２０１７／０７９４８７とは対照的に、本開示による様々な構成では、シムコイルは、それぞれのＲＦループコイルに関して幾何学的対称に配置される必要はない。すなわち、ＲＦループコイルにより誘導される不要なＲＦ電流が、各隣接対の２つのシムコイルループにおいて反対の極性の磁束を生成するように、シムコイルを順番に接続し配線する必要はない。むしろ、本開示によるシムコイルは、シムコイルに対応付けられた遮断要素により、不要なＲＦ電流の遮断が処理されるため、任意の必要とされる並びで配置され得る。
【００６３】
本開示による様々な構成では、シムコイルアレイ内の同一の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。また、２つのコイルシステム間の相互インダクタンスをゼロまたは最小化にするように、ＲＦチョークが適切に構成される限り、別個のシムコイルアレイとＲＦループとの相対的位置は、柔軟に変更可能であり得る。例えば、シムコイルアレイの半分は、ＲＦループの外側にあり得、一方もう半分は、ＲＦループの内側にあり得るが、両コイルシステムは依然として、完全に減結合され得る。
【００６４】
さらに、シムコイルアレイ及びＲＦ専用コイルは、物理的に完全に分離している。いくつかの構成では、これらのコイルは、コイル支持構造体の同じ表面を共有し得る。あるいは、これらのコイルは、互いに近接する２つの別個の機械的コイル支持構造体に存在し得る。シムアレイを構成するワイヤ及びＲＦコイルを構成するワイヤは、最小距離で互いに交差できるが、電気的接触がない絶縁ワイヤを使用する。
【００６５】
前述のコイルアセンブリにより、利用可能なＲＦ受信器の数よりも多いシムループの拡張が可能となり、より多くのシミングループのおかげで、シミング性能の向上がもたらされる。結果として得られるアセンブリがＭＲＩシステムで使用されると、例えば重要な脳領域である前頭前皮質及び側頭皮質のｆＭＲＩにおいて、並びに心臓／肺の境界の心臓撮像において、画像の忠実度及び解像度が大幅に向上する。
【００６６】
記載されるアセンブリは、例えば頭部コイル、頭部頸部脊椎コイル、心臓コイル、身体コイル、胴部コイル、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、及び頸部／胸部／腰部コイルなど、人または動物の身体の全ての部分を撮像するためのコイルに、一般的に適用され得る。アセンブリはまた、石油、岩石コア、食品、化学系、及び任意の他の材料を含む非組織材料の撮像にも適用され得る。アセンブリは、全ての人または動物のＭＲＩスキャナ、さらにはＭＲスペクトロメータに通常適用され得、任意の主なＢ０磁場強度、１．５Ｔ、３Ｔ、及び７Ｔに通常適用され得る。アセンブリは、任意の数のＲＦ受信器が装備された任意のＭＲＩシステムに適用され得る。
【００６７】
ＭＲＩハードウェアアーキテクチャの変更の最小必要要件により、次世代スキャナへの容易な移行が可能となる。従来のＲＦアレイと比較して、アドオン機能は、ＲＦアレイの半径方向または長手方向の寸法を大きくする必要なく、従来のコイルと同様に見え、スキャナにコイルを統合した後も従来のコイルのように使用されるため、アップグレードが可能となる。
【００６８】
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／アレイであり得る。これは、任意の設計、隙間のある設計、部分的に重複した設計、または任意の他の設計であり得る。統合コイルシステム内のＲＦ受信器チャネルまたはＤＣシムチャネルの総数は、任意の正の整数、すなわち１〜４、８、１６、２４、３２、４８、６４、９６、１２８、１９２、及び２５６個などであり得る。
【００６９】
上記のように、各要素シムループ及び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、長方形、菱形、三角形、または任意の他の形状であり得、それらのサイズ及び位置は、柔軟に変更可能であり得る。
【００７０】
本明細書で開示される実施態様のうちのいずれにおいても、ＲＦコイルアレイとシムコイルアレイとの距離は通常、最小化される。シムコイルアレイ／シムループ要素にはＲＦ遮断要素が存在するため、シムコイルとＲＦコイルアレイとの相互インダクタンスがシステムの動作を妨げることなく、シムコイルは、ＲＦコイルアレイの非常に近くに配置することができる。従って、ＲＦ遮断要素によりＲＦコイルアレイとシムコイルアレイを減結合することにより、相互インダクタンスは最小限に抑えられる。いくつかの実施態様では、ＲＦコイルアレイの少なくとも一部がシムコイルアレイの少なくとも一部に物理的に接触するように、ＲＦコイルアレイとシムコイルアレイとの距離は、約０．０ミリメートルである。別の実施態様では、ＲＦコイルアレイとシムコイルアレイとの距離は、約０．０ミリメートル〜約５．０ミリメートル、約０．０ミリメートル〜約１０．０ミリメートル、約０．０ミリメートル〜約２０．０ミリメートル、約５．０ミリメートル〜約１０．０ミリメートル、約５０．０ミリメートル〜約１００．０ミリメートル、約０．０ミリメートル〜約１００．０ミリメートル、または約５．０ミリメートル〜約１００．０ミリメートルであり得る。ＲＦ遮断要素が存在するため、最小限のＲＦ感度損失で、またはＲＦ感度損失なしで、これは達成され得る。
【００７１】
図７は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システム１０００の一例である。システム１０００は、ＭＲＩ制御システム１００４により制御されるＭＲＩスキャナ１００２を含む。この例では、ＭＲＩスキャナ１００２は、患者であり得る対象物体１０１２を囲む管状支持構造体１０１０を含む。管状支持構造体１０１０は、１．５Ｔ、３Ｔ、または７Ｔなどの振幅の大きな静磁場（Ｂ０）を生成する永久または超伝導（高磁場）磁石を含むボア１０１４を形成する。対象物体１０１２は、機械的コイル支持構造体１０２０により支持されるコイルアレイシステム１０２０に近接する。制御システム１００４は、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作動構成要素を含み、これらは通常、パルスシーケンスを送り、対象物体１０１２の走査平面を選択する。
【００７２】
統合コイルアレイシステム１０２０は、ＲＦコイルアレイとシムコイルアレイとが分離された図１〜図６などのコイルアセンブリなど、前述のコイルアセンブリのうちのいずれかから、またはそれらの任意の変形から、構成され得る。従って、コイルアレイシステム１０２０は、複数のコイル要素を有するＲＦコイルアレイを含み得、コイル要素のそれぞれは、ＲＦ送信モードまたはＲＦ受信モードで作動する。コイルアレイシステム１０２０はまた、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を含み、ＤＣモードでは、ＤＣ電流がそれぞれのコイル要素を流れて、Ｂ０シミングのための局所Ｂ０磁場が生成される。図７では、ＲＦコイルアレイ及びシムコイルアレイは、幾何学的に重複し、支持構造体１０２２の同じ表面または層を共有する。しかしながら、これは単に例示を容易にするためである。むしろ、ＲＦコイルアレイ及びシムコイルアレイの任意の配置を使用することができる。上記のように、ＲＦコイルアレイとシムコイルアレイは、図１〜図６に関して前述された減結合方法（またはそれらの任意の変形）により減結合され、２つのコイルシステム間のＲＦ相互作用が最小限に抑えられる。
【００７３】
ＭＲＩ制御システム１００４は、マルチチャネルＤＣ回路及び電流供給１０３０と、マルチチャネルＲＦ制御回路１０３２と、マルチチャネルＲＦ送信器１０３４と、マルチチャネルＲＦ受信器１０３６と、制御コンソール１０３８とを含む。上記で説明されたように、ＤＣ回路及び電流供給コントローラ１０３０は、統合コイルアレイシステム１０２０のシムコイルアレイと通信し、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。ＤＣコントローラ１０３０は、シムコイルアレイと通信するシムコイル回路を含み、シムコイル回路は、Ｂ０シミング用の局所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電源に指示するように構成される。ＤＣコントローラ１０３０により、別個のチャネルを介した各シムコイルの別個の制御が可能となる。
【００７４】
マルチチャネルＲＦ制御回路１０３２は、統合コイルアレイシステム１０２０のＲＦコイルアレイと通信する。ＲＦ制御回路１０３２は、マルチチャネルＲＦ受信器１０３６を介して対象物体１０１２からのＭＲ信号を受信するように構成される。ＲＦ制御回路１０３２はまた、マルチチャネルＲＦ送信器１０３４から対象物体１０１２へ、ＲＦパルスを送信するように構成される。
【００７５】
制御コンソール１０３８は、マルチチャネルＤＣ回路及び電流供給１０３０、マルチチャネルＲＦ制御回路１０３２、マルチチャネルＲＦ送信器１０３４、マルチチャネルＲＦ受信器１０３６を制御して、スキャン機能と併せて、ＲＦ信号を送信し、シミングを調整して、ＲＦ信号を受信する。通常、ＲＦ回路コントローラ１０３２は、ＭＲＩスキャナ１００２と通信して、統合コイルアレイシステム１０２０のＲＦコイルアレイに送受信を実行させ、一方シムコイルアレイには、シムコイルアレイから生成された局所Ｂ０磁場を使用して、撮像空間のＢ０シミング、組織スピンのＭＲＩ空間的符号化、または組織スピンのＭＲＩ時間的符号化のうちの少なくとも１つを実行させる。複数のシミングコイルにより、コントローラ１０３０は、局所Ｂ０磁場を生成して、対象物体１０１２全体に均一な磁場を提供するように構成されることが可能となる。これにより、ＭＲＩスキャナ１００２からより良い画像が作成される。スキャンプロセスに対応付けられた他の機能も実行され得る。例えば、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Ｂ０磁場に対応付けられたＢ０マップを生成し、Ｂ０シミングを実行し得る。コンソール１０３８はまた、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電流を制御して、生成された局所Ｂ０磁場を測定し得る。
【００７６】
図８は、統合コイルアレイシステム１０２０の一部として前例のうちのいずれかに示された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す。図８では、図７と同様の要素には、同様の番号が付けられる。図８に示されるように、コイル支持構造体１０２０により、４個のコイル要素１１０２、１１０４、１１０６、及び１１０８を有するＲＦコイルアレイを、対象物体１０１２に近接して配置することが可能となる。上記で説明されたように、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、マルチチャネルＲＦ回路１０３２に接続される。ＲＦコイル要素１１０２、１１０４、１１０６、及び１１０８のそれぞれは、シムコイルアレイ１１１２、１１１４、１１１６、及び１１１８から物理的に分離されている。シムコイルアレイ１１１２、１１１４、１１１６、及び１１１８は、ＤＣコントローラ１０３０によりシミングのために制御される。図８では、別個のＲＦコイルアレイ及びシムコイルアレイ１１１２、１１１４、１１１６、及び１１１８は、幾何学的に重複し、機械的コイル支持構造体１０２２の同じ表面または層を共有する。ここでも、図７と同様に、この配置は、単に例示を容易にするために提示される。上記のように、様々な構成により、シムコイルアレイに対するＲＦコイルアレイの任意の配置が可能となる。
【００７７】
この例では、４つのＲＦコイル要素１１０２、１１０４、１１０６、及び１１０８が存在するため、ＲＦ制御回路は、４チャネル回路である。シムコイルは、ＤＣコントローラ１０３０などのマルチチャネルＤＣコントローラを介して制御される。もちろん、より多くのまたはより少ないＲＦコイルが使用されてもよく、より多くのまたはより少ないシムコイルが、対応する制御チャネルと共に使用されてもよい。
【００７８】
前述の説明では、ＲＦチョークを遮断要素として使用することに主に焦点を合わせていたが、前述の例にわたるＲＦチョークは、代替的に、並列に接続された少なくとも１つのインダクタ及び少なくとも１つのコンデンサを使用するＲＦトラップまたはフィルタであってもよい。このようなトラップまたはフィルタはまた、共鳴周波数を調整してＭＲＩシステムのラーモア周波数に合うように、設定される。上記の例のシムコイルアレイ用のＤＣ電源の代わりに、低周波ＡＣ電流を供給する低周波ＡＣ電源が使用されてもよい。
【００７９】
上記の例は、受信チャネルが少ない（１〜８個）筋骨格コイル、バードケージコイル、さらには動物用スキャナを含むほぼ全てのＭＲコイルシステムに適用され得、ｆＭＲＩ、ＤＴＩ、及びＭＲＳＩなどにおける様々な課題に対応し、頭からつま先までの空気／組織／骨の接触面における画質を大幅に改善する。あるいは、上記の例のシムコイルは、撮像するスピンの空間的符号化のために直流（ＤＣ）モードまたは低周波交流（ＡＣ）モードで作動する少なくとも１つのコイル要素をそれぞれ有する勾配コイルで置き換えられてもよい。
【００８０】
前述のシステムは、ＲＦ相互作用をほとんど無視できるレベルにまで著しく低減させる図１〜図６のような減結合方法（またはそれらの任意の変形）に基づき、これにより、最大Ｓが維持され、ＲＦチョークはＤＣループごとに１個に削減され、７ＴのＭＲＩ用途に有利である。より高いシム磁場強度が必要な深部組織シミング及び７ＴのＭＲＩシステムのシム磁場強度は、複数のターンにより大幅に高められる。
【００８１】
図９は、脳撮像用の例示的なアレイ１３００を示す。アレイ１３００は、ＲＦ受信用の７つの大径ループ１３０２、１３０４、１３０６、１３０８、１３１０、１３１２、及び１３１４を含む。ループ１３０２、１３０４、１３０６、１３０８、１３１０、及び１３１２は、ＲＦ／ＤＣ共有導体ループである（ＷＯ２０１４／００３９１８Ａ１の説明によるｉＰＲＥＳ設計ループであり、参照により本明細書に組み込まれるものとする）。ループ１３１４は、ＲＦ専用ループである。アレイ１３００は、４つのシムループ１３２０、１３２２、１３２４、及び１３２６を含み、これらは、前頭前皮質（ＰＦＣ）及び側頭葉（ＴＬ）のシミングを対象とする別個のシムループである。シムループ１３２０、１３２２、１３２４、及び１３２６（ループＡ、Ｂ、Ｃ、及びＤ）は、ＲＦ専用ループ１３１４並びにＲＦ／ＤＣ共有ループ１３０２、１３０４、１３０６、１３０８、１３１０、及び１３１２の両方から減結合される。これは、前述のような遮断要素（例えばＲＦチョーク）を使用して行われる。
【００８２】
図９では、シムループ１３２０、１３２２、１３２４、及び１３２６は８字形ループとして示されるが、ループ１３２０、１３２２、１３２４、及び１３２６に特定の幾何学的形状は必要ではない。むしろ、図１〜図６に関して前述されたシムコイル配置のうちのいずれか（またはそれらの任意の変形）を使用することができる。
【００８３】
全頭部アレイが図１０に示され、シムループのサイズは、解剖構造のサイズと合致する。さらに、ｉＰＲＥＳループではシングルターンのみに制限されるが、別個のシムループではマルチターンが可能であり、シム磁場強度における別の大きな制限を克服することができる。
【００８４】
あるいは、ＲＦ専用ループ１３１４も、ｉＰＲＥＳのＲＦ／ＤＣループまたはＲＦ専用ループであってもよい。４対のシム専用ループ１３２０、１３２２、１３２４、及び１３２６は、Ｂ０シミング用の８つの個別制御ＤＣループで構成される。ＤＣ供給ワイヤ及び電流源供給は、図１０の例示を簡潔にするために示されない。
【００８５】
アレイ１３００を使用する実施例は、脳ｆＭＲＩコイルであり得る。このような用途では、４対の８字形シム専用ループが、前頭前皮質及び各側頭葉に対し可能な限り近くに配置され得る。ＰＦＣには各円形ＤＣループの直径は４〜６ｃｍ、側頭葉には各円形ＤＣループの直径は３〜５ｃｍとなるように、サイズが調整され得る。３２チャネルＲＦ受信器を装備したスキャナには、入れ子にされた大きなＲＦループは、最大３２チャネルになり得る。ＲＦループは、ＲＦ専用ループ１３１４などのＲＦ専用ループ、またはループ１３０２などのｉＰＲＥＳ型ＲＦ／ＤＣループであり得る。各ｉＰＲＥＳループには２〜６個のチョークが必要であるが、各ＤＣループにはより少ないＲＦチョーク（０、１、またはｎ個）のみが必要であるため、複雑さは実質的には低減される。さらに重要なことには、シム専用ループは、ＰＦＣ及び側頭葉のシミングを、効果的に標的とする。
【００８６】
図１０は、８字形シム専用ループを使用するが、これは単に、便宜のため及び例示を容易にするためである。図１０のシム専用ループは、図１〜図６に示されたシムループ構成のうちのいずれか、またはそれらの任意の変形により、置き換えられてもよい。
【００８７】
図１０のアレイの脳への適用の概念は、人または動物の身体の他の部分を撮像するための他のコイルにも、通常適用され得る。そのために、シムループの形状は、撮像される体の特定部分に有利となるように選択され得る。さらに、シムループの数は、１より大きい任意の整数であり得る。さらに、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り得る。最後に、同様にシングルターンまたはマルチターンのシムループを使用することができる。
【００８８】
図１０は、３１チャネルＲＦ受信及び４８チャネルシミングを備える構築中の脳撮像用頭部コイル設計１４００を示す。コイル設計アレイ１４００を使用して、関心対象である前頭前皮質１４０４及び側頭葉１４０６を含む脳１４０２がスキャンされる。シムループのサイズ及び形状は、解剖構造のサイズ及び形状と合致するように選択される。さらに、ｉＰＲＥＳループでは１ターンのみに制限されるが、別個のシムループはマルチターンであり、シム磁場強度における別の大きな制限を克服し得る。
【００８９】
頭部アレイ１４００は、前頭前皮質に３つの別個のＤＣシムループ１４１２、１４１４、及び１４１６を含む。この例では、８字形ＤＣシムループは、直径５ｃｍである。２つのシムループグループ１４２０及び１４２２は、各側頭葉１４０４に配置される。シムループグループ１４２０及び１４２２のループは、この例では直径４ｃｍである。頭部アレイ１４００は、８個のｉＰＲＥＳループグループ１４３０と、１７個のｉＰＲＥＳループグループ１４３２と、単一のｉＰＲＥＳループ１４３４とを含み、これらは、脳１４０２の周りに配置され、ＲＦ受信及びＢ０シミングを同時に行う。この例では、ループ１４３０、１４３２は、直径９．５ｃｍである。例示的な頭部アレイ１４００はまた、前頭前野皮質１４０２及び側頭葉１４０４に近接する５個のＲＦ専用ループ１４４０を含む。図１０では、シムループ１４１２、１４１４、１４１６、１４２０、及び１４２２は８字形ループとして示されるが、上記のように、ループ１４１２、１４１４、１４１６、１４２０、及び１４２２に特定の幾何学的形状は必要ではない。むしろ、前述のシムコイル配置のうちのいずれかを使用することができる。シムループ１４１２、１４１４、１４１６、１４２０、及び１４２２は、代替的に、図１〜図６に示されるようなシムループのうちのいずれかであり得る。
【００９０】
図１０の頭部アレイは、前頭前皮質、側頭葉、脊髄、または患者の頭部の金属製インプラントを対象とすることができる。他の実施態様では、頭部だけでなく、他の対象となる解剖構造にサイズを合致させたシムコイルアレイを用いることができる。例えば、サイズを合致させたシムコイルアレイを使用して、体の任意の箇所にある金属製インプラントを対象とすることができる。通常、不均一なＢ０磁場を生じるいずれの解剖構造も、サイズを合致させたシムコイルアレイを使用して、対象化／撮像化することができる。患者の不快感を生じることなく、ＲＦ感度を損なうことなく、任意のサイズを有する任意の数のシムコイルループが、対象解剖構造（側頭葉内側部または眼窩前頭皮質など）に対し物理的に可能な限り近くに配置され得る。対象解剖構造には、前頭前皮質、側頭葉、脊髄、対象物体内の金属製インプラント、心臓、胸部、腹部領域、または対象物体内の任意の他の微細な解剖構造が含まれ得るが、これらに限定されない。
【００９１】
上記のように、様々な構成における減結合は、ＲＦチョークが組み込まれた構成により提供される。ＲＦチョークは通常、コンデンサと並列のインダクタであるが、様々な形態の回路設計であり得る。これは、ＲＦ電流は阻止するが、ＤＣ電流は許容する。ＲＦチョークの機能により、並列ＬＣ回路がＭＲシステムのラーモア周波数と同じまたは近い共鳴周波数を有することが可能となり、これにより、ＲＦチョークがループまたはワイヤに挿入されると高インピーダンスが生成され、ループまたはワイヤ上のＲＦ電流が阻止され、ＲＦループとのＲＦ相互作用が最小限に抑えられる。
【００９２】
さらに、ＲＦチョークは、異なる形態の設計であり得る：１）コンデンサと並列のインダクタであり得る。図１１は、コンデンサ（１．２ｐｆ）と並列であるトロイドインダクタ（約８００ｎＨ、３３ターン、サイズ１．９ｃｍ）を示す。トロイドインダクタは、自己遮蔽し、環境との自身のＲＦ相互作用を最小限に抑える。インダクタは、他の形態、例えばソレノイド形状、または他の幾何学的形状でもあり得る。２）チョークは、例えば８００ｎＨを超える大きな値の単独インダクタであり得る。３）単独インダクタであり得るが、インダクタは、ＭＲシステムのラーモア周波数と同じまたは近い独自の自己共鳴周波数を有する。４）ＲＦチョークは、任意の他の電子設計であり得る。
【００９３】
図１２は、図１の１つのシムループ設計の写真である。シムループ（直径７．５ｃｍ）にはチョークはなく、１チャネルＤＣ電流増幅器に接続された１対のねじられたＤＣワイヤには、２つのチョークが示される。
【００９４】
図１３は、図２の１つのシムループ設計の写真である。２ターンシムループ（直径７．５ｃｍ）に、１つのチョークが使用される。１チャネルＤＣ電流増幅器に接続された１対のねじられたＤＣワイヤに、２つのチョークが示される。
【００９５】
前述のチョーク設計は、単に例として提供され、限定するものではない。本開示は、本開示による様々な構成で他のチョーク設計を使用できることを企図する。例えば、ソレノイド設計を使用することができる。
【００９６】
シムコイルアレイにはＲＦ遮断要素があるため、ＲＦコイルとシムコイルとの結合（例えば相互インダクタンス）は最小限に抑えられ、従ってＲＦコイルとシムコイルとの距離はゼロであり得る。従って、ＲＦコイルがＲＦシールドを有さない場合でも、ＲＦコイルのＲＦ感度を損なうことなく、ＲＦコイルとシムコイルとが物理的に接触することができる。これにより確実に、ＲＦコイル及びシムコイルの両方が可能な限り対象物の近くに配置され、ＲＦ感度及びシミングの両方に関する性能が最大限に高められる。
【００９７】
本明細書に開示される実施態様のいずれかにおいて、システムは、任意の数のＲＦコイル要素を含み得る。各ＲＦコイル要素は、各ＲＦコイル要素に対応付けられたＮ個のシムコイル要素を有し得、Ｎは正の整数であり得る。さらに、ＲＦコイル要素のうちのいくつかは、そのＲＦコイル要素に対応付けられたシムコイル要素を全く有さないため、Ｎ＝０である。
【００９８】
様々な例及び構成が上記で説明されたが、これらは例としてのみ提示されており、限定ではないことを理解されたい。本開示の趣旨または範囲から逸脱することなく、本明細書の開示に従って、開示される例及び構成に対し多数の変更を行うことができる。従って、本開示の広さ及び範囲は、上記で開示される例及び構成のいずれによっても制限されるべきではない。むしろ、本開示の範囲は、添付の特許請求の範囲及びそれらの均等物に従って、定義されるべきである。
【００９９】
本開示の範囲は、１つ以上の実施態様に関して例示され説明されているが、本明細書及び添付図面を読んで理解すれば、同等の改変及び変更に当業者は想到するであろう。さらに、いくつかの実施態様のうちの１つのみに関して、特定の特徴が開示されている場合があるが、このような特徴は、任意の所与のまたは特定の用途にとって望ましく有利であり得る他の実施態様の１つ以上の他の特徴と、組み合わされてもよい。
【０１００】
本明細書で使用される用語は、本明細書の例及び構成を説明することのみを目的とし、本開示を限定することを意図するものではない。本明細書で使用される単数形「１つの（ａ）」、「１つの（ａｎ）」、及び「その（ｔｈｅ）」は、文脈上明らかに別段の指示がない限り、複数形も含むことが意図される。さらに、用語「含む（ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」「含む（ｉｎｃｌｕｄｅｓ）」、「有する（ｈａｖｉｎｇ）」、「有する（ｈａｓ）」、「有する（ｗｉｔｈ）」、またはこれらの変形が、発明を実施するための形態及び／または特許請求の範囲で使用される限り、このような用語は、用語「備える（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」と同様に、包括的であることが意図される。
【０１０１】
別段の定義がない限り、本明細書で使用される全ての用語（技術用語及び科学用語を含む）は、本発明が属する技術分野の当業者により一般的に理解される意味と同じ意味を有する。さらに、一般的に使用される辞書で定義される用語などの用語は、関連技術の文脈におけるそれらの意味と一貫性のある意味を持つと解釈されるべきであり、観念的なまたは過度に形式張った意味に本明細書で明示的に定義されない限り、そのように解釈されないことが、理解されよう。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４Ａ】
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【図４Ｂ】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【国際調査報告】
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