JP5975779B2

JP5975779B2 - 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

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Description

本発明は、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に関する。

例えば磁気共鳴断層撮影法（ＭＲＴ）によって患者を診断するための磁気共鳴断層撮影装置は、例えば特許文献１から公知である。

シムは以下の非特許文献１から４に記載されている。

DE10314215B4

Christoph Juchem et al: Magnetic field homogenization of the human prefrontal cortex with a set of localized electri-cal coils, Journal of Magnetic Resonance Imaging, MRM, 63: 171-180, 2010 GH Glover et al: Mitigation of susceptibility induced signai los in neuroimaging using localized shim coils, MRM 2005, 243-248 R. Cusack et al: AN evaluation of the use of passive shimming to improve .... Neuroimage 2005; 24, 82-91 JL Wilson et al: Utilization of an intra-oral diamagnetic passive shim in functional MRI of the inferior frontal cortex; MRM 2003, 50, 1089-1094

本発明の課題は、撮像システムの撮像を効果的に最適化することである。

この課題は、局部コイルが複数のシムコイルを有しており、複数のシムコイルの内の一方のシムコイルにおけるシム磁場を形成するための電流をオン及びオフ可能であり、複数のシムコイルの内の他方のシムコイルにおけるシム磁場を形成するための電流をオン及びオフ可能であり、複数のシムコイルにおいてそれぞれシム磁場を形成するための電流を相互に独立してオン及びオフ可能であることによって解決される。

またこの課題は、局部コイルにおいて、シム電圧及び／又はシム電流を、磁気共鳴断層撮影装置の飽和パルスの間にのみ局部コイル内のシムコイルに印加することによって解決される。

有利な実施の形態は、従属請求項及び下記の説明より明らかになる。

本発明の一つの態様は、例えば、有利には既存のコイルインタフェースを用いても機能することができる複数の局部コイル内の適応型のシムコイルである。

更には、シムコイルを実施するための特別な幾何学配置の他に、シムがＴＸパルスの間にのみ使用されることによって、非常に経済的に損失電力を回避する、動的シム方法が提案される。

本発明の考えられる実施の形態の別の特徴及び利点は、図面に基づいた複数の実施例の以下の説明より明らかになる。

患者及び本発明による頭部コイルの縦断側面図を示す。ｚ方向において相前後して設けられており、且つ相互に接続されている、局部コイルのシムコイルのほぼ矩形の導体の平面図を示す。ｚ方向において相前後して設けられており、且つ相互に接続されており、また頸部の箇所において湾曲している、局部コイルのシムコイルのほぼ矩形の導体の平面図を示す。電圧源及び／又は電流源によって相互に独立してスイッチオン可能である、局部コイルの二つのシムコイルの導体の平面図を示す。一方のシムコイルが他方のシムコイルの内側に設けられている、電圧源及び／又は電流源によって相互に独立してスイッチオン可能である、局部コイルの二つのシムコイルの導体の側面図を左側に示し、平面図を右側に示す。シムコイルの導体相互の間隔の例を示す。電圧源及び／又は電流源によって相互に独立してオンされる、局部コイルの二つのシムコイルのダイオード及び抵抗を介する電圧源及び／又は電流源への接続形態を示す。分離コイル備えた局部コイルのシムコイルの勾配システムからの分離形態を示す。シムコイルを備えた局部コイルの斜視図を示す。シミングされた局部コイルの領域におけるシム磁場カーブを示す。ＭＲＴシステムの概略図を示す。

図１１は、ここでは管状の空間１０３が設けられている全身コイル１０２を備えている（特に背景技術としてのものであり、また遮蔽された空間又はファラデーケージＦ内に設けられている）磁気共鳴断層撮影装置（以下ではＭＲＴ装置と記す）１０１を示す。例えば被検体（例えば患者）１０５の身体が横たわっている（局部コイル装置１０６を備えている、又は局部コイル装置１０６を備えていない）治療台１０４を矢印ｚの方向において管状の空間１０３内へと移動させ、撮像方法によって患者１０５の画像を生成することができる。ここでは患者の上に局部コイル装置１０６が配置されており、この局部コイル装置１０６を用いてＭＲＴ装置１０１の局部領域（field of view又は略してＦｏＶとも称する）において、この局部領域内の患者１０５の身体の部分領域の画像を生成することができる。例えば同軸ケーブル又は無線１６７等を介して局部コイル装置１０６に接続することができる、ＭＲＴ装置１０１の評価装置（１６８，１１５，１１７，１１９，１２０，１２１等）によって局部コイル装置１０６の信号を評価することができる（例えば画像への変換、記憶又は表示を行うことができる）。

ＭＲＴ装置１０１を用いて、磁気共鳴断層撮影により（被検体又は患者１０５の）身体を検査するために、時間的及び空間的な特性について最も正確に相互に調整された種々の磁界が患者１０５の身体に照射される。ここではトンネル状の開口部を備えている測定キャビン内、即ち管状空間１０３内の強い磁石（クライオマグネット１０７であることが多い）は、例えば０．２テスラから３テスラ又はそれより高い値を有する、静的な強い主磁界Ｂ₀を形成する。検査される患者１０５の身体は治療台１０４に横たわり、考察すべき部分領域において主磁界Ｂ₀がほぼ均一である領域内を移動する。身体の原子核の核スピンの励起は磁気高周波励起パルスＢ１（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）を介して行われ、この磁気高周波励起パルスＢ１はここでは（例えば複数のパーツ１０８ａ，１０８ｂ，１０８ｃから成る）ボディコイルとして非常に簡略的に示されている高周波アンテナ１０８（及び／又は必要に応じて局部コイル装置）を介して照射される。高周波励起パルスは例えばパルス形成ユニット１０９によって形成され、このパルス形成ユニット１０９はパルス列制御ユニット１１０によって制御される。高周波増幅器１１１による増幅後に、高周波励起パルスは高周波アンテナ１０８へと供給される。ここに図示されている高周波システムは単に概略的に示されたものに過ぎない。二つ以上のパルス形成ユニット１０９、二つ以上の高周波増幅器１１１及び複数の高周波アンテナ１０８ａ，１０８ｂ，１０８ｃがＭＲＴ装置１０１において使用されることも多い。

更に、ＭＲＴ装置１０１は勾配コイル１１２ｘ，１１２ｙ，１１２ｚを備えており、それらの勾配コイル１１２ｘ，１１２ｙ，１１２ｚを用いることにより、測定時には選択的なスライス励起及び測定信号の位置コーディングのために勾配磁場が放射される。勾配コイル１１２ｘ，１１２ｙ，１１２ｚは勾配コイル制御ユニット１１４によって制御される。この勾配コイル制御ユニット１１４はパルス形成ユニット１０９と同様にパルス列制御ユニット１１０に接続されている。

（被検体の原子核の）励起された核スピンに由来する信号は、ボディコイル１０８及び／又は少なくとも一つの局部コイル装置１０６によって受信され、対応付けられている高周波増幅器１１６によって増幅され、受信ユニット１１７によって更に処理され、またディジタル化される。記録された測定データはディジタル化され、複素数としてｋ空間（k-space）マトリクスに格納される。値で満たされたｋ空間マトリクスから、多次元フーリエ変換により所属の磁気共鳴画像を再構成することができる。

例えばボディコイル１０８又は局部コイル１０６のような、送信モードでも受信モードでも動作することができるコイルに関して、正確な信号転送は前段に接続されている送信・受信スイッチ１１８によって制御される。

画像処理ユニット１１９は測定データから画像を形成し、この画像は操作コンソール１２０を介してユーザに表示される、及び／又は、記憶ユニット１２１に記憶される。中央計算ユニット１２２は個々のシステムコンポーネントを制御する。

磁気共鳴断層撮影法においては、高い信号対雑音比（ＳＮＲ）を有する画像が、今日では通常の場合、いわゆる局部コイル装置（Coil，Local Coil）によって記録される。それらの局部コイル装置は、身体の上方（anterior）又は下方（posterior）又は表面又は内側の非常に近傍に取り付けられるアンテナシステムである。磁気共鳴断層撮影法による測定においては、励起された核が局部コイルの個々のアンテナに電圧を励起し、この電圧が続けてローノイズプリアンプ（例えばＬＮＡ，プリアンプ）によって増幅され、最後に受信電子装置へと転送される。高解像度の画像においても信号対雑音比を改善するために、いわゆる高磁界システム（１．５Ｔ−１．２Ｔ又はそれ以上）が使用される。磁気共鳴受信システムに受信器として設けられている複数の個別アンテナを接続できる場合には、受信アンテナと受信器との間に例えばスイッチングマトリクス（ＲＣＣＳとも称される）が組み込まれる。このスイッチングマトリクスはその時点においてアクティブな受信チャネル（大抵の場合は磁石の視野ＦｏＶ内に目下存在している受信チャネル）を既存の受信器にルーティングする。全身をカバーする場合には、視野ＦｏＶ内又は磁石の均一ボリューム内に存在しているコイルのみが読み出されれば良いので、これによって、受信器として設けられている複数のコイル素子を接続することができる。

一般的に、例えば一つのアンテナ素子（特にコイル素子）から構成することができるか、又は、複数のアンテナ素子（特にコイル素子）から成るアレイコイルとして構成することができるアンテナシステムが局部コイル装置１０６と称される。それらの個々のアンテナ素子は例えばループアンテナ（Loops）、バタフライアンテナ、フレックスコイル（Flex coil）又はサドルコイルとして実施されている。局部コイル装置は例えば複数のコイル素子、プリアンプ、別の電子装置（シース電流シールド等）、ケーシング、台、並びに、大抵の場合、ＭＲＴ装置が接続されるコネクタを備えているケーブルを含んでいる。システム側に取り付けられている受信器１６８は、局部コイル１０６から例えば無線等によって受信された信号をフィルタリング及びディジタル化し、データをディジタル信号処理装置に転送する。このディジタル信号処理装置は、測定により得られたデータから大抵の場合は画像を導出するか、又はスペクトルを導出し、ユーザによる後の診断及び／又は記憶のためにユーザに提供する。

図１から図１０は、一つ又は複数の局部シムコイルを備えている、本発明による局部コイル１０６の複数の実施例を示す。

磁気共鳴断層撮影法においては、高い信号対雑音比（ＳＮＲ）を有する画像が、今日では通常の場合、いわゆる局部コイル装置（Coil，Local Coil）によって記録される。それらの局部コイル装置は、患者の上方（anterior）又は下方（posterior）の近傍に取り付けられるアンテナシステムである。磁気共鳴断層撮影法による測定においては、励起された核が局部コイルの個々のアンテナに電圧を励起し、この電圧が続けてローノイズプリアンプ（ＬＮＡ，プリアンプ）によって増幅され、最後に有線式に受信電子装置へと転送される。高解像度の画像においても信号対雑音比を改善するために、いわゆる高磁界システム（１．５Ｔ−１．２Ｔ又はそれ以上）が使用される。

多くの臨床ＭＲＴ用途においては、Ｂ₀基本磁場の均一性が重要である。均一ではない場合には、アーチファクト又は歪みが生じるか、又はＦａｔＳＡＴのような所定の用途がもはや機能しない可能性がある。ＦａｔＳＡＴは、脂肪周波数での強い送信パルス（飽和パルス）によって脂肪組織の信号をフィルタリングするために、脂肪と結合した陽子の周波数シフトが利用される技術である。水分内の陽子周波数と脂肪内の陽子周波数との差は小さく（基本磁場の数ｐｐｍ）、またこの技術は基本磁場の空間的な均一性に依存している。これは今日では、既に０．５ｐｐｍまでの差でもって約３０ｃｍ×３０ｃｍ×３０ｃｍの容積に対して達成することができる。

例えば、頸部の領域においては、身体組織の磁化率（ｍｕ＿ｒ）の空間的な不均一な分布に起因して、Ｂ₀基本磁場のひずみが生じる可能性がある。これを部分的に、ＭＲＴシステム内に組み込まれているいわゆるシムコイルによって補正することができる。

このシムコイルの使用における問題は、例えば最適状態には及ばない脂肪飽和である。このことは、脂肪飽和が脂肪組織を遮蔽すべきにもかかわらず、例えば頸部の領域における脂肪組織が従前通り画像内では明るく照らされているように見えることを意味している。このことは、局所的なＢ₀変動によってその種の脂肪組織が期待される共振周波数を有していないことによって惹起される可能性がある。脂肪組織のスピンを完全に除去すべき飽和パルスではこのスピンに届かない。何故ならば、その共振周波数とは異なっているからである。

本発明は、既存のＭＲ（磁気共鳴）装置における技術的な実施を効果的に実現する（この既存のＭＲ装置においては、例えば通常の場合、局部コイル内のシムコイルのための付加的な給電部は存在しない）。

本発明は、例えば空間的な構造及び強度に関するシム磁場の特別な定義を可能にする。

勾配システム部によって誘導される電流を可能な限り小さく維持するために、勾配システムを分離すること以外に、抵抗を挿入することによる電流制限が有利になる。

大きいメーカの今日のＭＲスキャナにおける局部コイルインタフェースは、（従来のシムコイルの電源のように）シムコイルを流れる電流、即ち、コイルによって形成される磁場の強度を変化させるインタフェースを有していないので、ここでもまた複数のコイルを使用し、それらのコイルの磁場を相互に強めある又は弱めあうように重畳させることが提案される。シム磁場はこの場合、種々のコイルの磁場の和から形成されるので、各導体の適切な空間的な間隔を有する複数のコイルを使用することによって、更には、シム磁場の強度だけでなく、シム磁場の形も変化させることができる。このことは、特に色々な患者への磁場の適合にとって有用である。ここでは頸部の領域に関してシムコイルの考えられる複数の実施の形態が図示されているが、それらの実施の形態の幾何学的な形状も決定的な役割を果たす。

コイルインタフェースには、今日では主として、コイル電子装置のための電圧（典型的には３Ｖから１０Ｖ）及びＰＩＮダイオードのための切換え信号が供給される。切換え信号は大抵の場合、二つの状態、即ち負の電圧と正の電圧の切換えを行なう。ジーメンスにおいては−３０Ｖの電圧から＋１００ｍＡの電流への切換えが行なわれる。更には、＋１０ｍＡの電流を有する中間状態も実現することができる。ＰＩＮダイオードのための電流源の使用は、シムコイル電流源としての使用にとって好適である。何故ならば、電流はＭＲシステム自体によって制御されるからである。シムコイルのための給電部として電圧源（−３０Ｖ）が使用される場合、公差（１０％未満）はシムコイル電流源としての使用に関しては許容できる。

所要電力及び放熱を低減するために、ＬＣシムをＭＲシステムの送信フェーズの間にのみ駆動させることが提案される。化学的なシフトを基礎とするＦａｔＳＡＴに関してはこれで十分である。これによって本明細書からは、回路技術的及び構造的な請求項の他に、飽和パルスの間にのみ局所的なシム電流を適用する方法の請求項も生じる。

固有の分離コイル（特に、相互に直交する各空間方向に関して３つまでのコイル）によって勾配システムを分離する他に、抵抗の直列回路によって勾配誘導電流を低減することが可能である（５オームから５００オーム）。この抵抗における電力消費量を、上述したように送信フェーズの間にのみシム電流を印加することによって、デューティ比ＴＸ／ＴＲに応じて大幅に低減することができる（係数１０−１００）。

図１には、本発明による（頸部−頭部）局部コイル１０６の実施例が示されており、この局部コイル１０６を患者１０５の頭部Ｋ及び頸部Ｎの上に例えばヘルメットのように被せることができる。

局部コイル１０６は、それぞれが複数の導体Ｌ１ａ，Ｌ１ｂ，Ｌ１ｃ，Ｌ１ｄ乃至Ｌ２ａ，Ｌ２ｂ，Ｌ２ｃ，Ｌ２ｄを備えている複数の（ここでは二つの）シムコイルＬＳ１，ＬＳ２を有しており、（電流源及び／又は電圧源又はエネルギ源ＳＶ１，ＳＶ２によって電流Ｉ１乃至Ｉ２が流される、及び／又は、電圧が印加されると）それらのシムコイルによってそれぞれシム磁場ＢＳ１乃至ＢＳ２を形成し、患者１０５の頸部Ｎの領域において磁場（特にＢ₀磁場）を均一化し、それによって画像品質を改善することができる。

シムコイルＬＳ１のための電流源及び／又は電圧源（又はエネルギ源）ＳＶ１を、シムコイルＬＳ２のための電流源及び／又は電圧源（又はエネルギ源）ＳＶ２に依存せずに、（それぞれのシムコイルに電流／電圧を印加するために）オン・オフできる。

ここでは、電流源及び／又は電圧源（又はエネルギ源）ＳＶ１，ＳＶ２が、別の目的のための局部コイル内に設けられている電流源及び／又は電圧源である。

図２では、本発明による局部コイル１０６の実施例において、シムコイルＬＳ１の複数の導体Ｌ１ａ，Ｌ１ｂ，Ｌ１ｃ，Ｌ１ｄが相互に直列に接続されており、またｚ方向において相前後して配置されているので、それにより各磁場がほぼ加算され、またほぼ矩形の断面を有している。

図３では、本発明による局部コイル１０６の別の実施例において、シムコイルＬＳ１の複数の導体Ｌ１ａ，Ｌ１ｂ，Ｌ１ｃ，Ｌ１ｄが相互に直列に接続されており、ｚ方向において相前後して配置されており、また患者の頸部の領域における人間工学的な湾曲部ｒを除いてほぼ矩形の断面を有している。

図４には、患者の記録すべき頸部領域ＲＯＩの下にある、本発明による局部コイル１０６の別の実施例が示されており、ここではそれぞれが導体Ｌ１ａ乃至Ｌ２ａを一つだけ備えている二つのシムコイルＬＳ１，ＬＳ２がそれぞれ電流源及び／又は電圧源、即ちシムコイルＬＳ１のための電流源及び／又は電圧源ＳＶ１及びシムコイルＬＳ２のための電流源及び／又は電圧源ＳＶ２に接続されている。

図５においては（左側には縦断面図及び右側には横断面図）、患者の記録すべき頸部領域ＲＯＩの下にある本発明による局部コイル１０６の別の実施例が示されており、ここではシムコイルＬＳ１が別のシムコイルＬＳ２の内側に設けられている。

図６には、患者の頸部領域の下にある本発明による局部コイル１０６の実施例が示されており、ここでは、（シムコイルＬＳ１の）複数の導体Ｌ１ａ，Ｌ１ｂ，Ｌ１ｃ，Ｌ１ｄの考えられる相互の間隔ｄ１，ｄ２，ｄ３を示すために、複数あるシムコイルの内の一つのシムコイルＬＳ１だけを示して見易くしている。（シムコイルＬＳ１の）複数の導体Ｌ１ａ，Ｌ１ｂ，Ｌ１ｃ，Ｌ１ｄの間隔ｄ１，ｄ２，ｄ３は等しくても異なっていても良い。

図７においては、相互に独立して電圧源及び／又は電流源によってスイッチオン可能な二つのシムコイルＬＳ１，ＬＳ２がダイオードＤ１，Ｄ２及び抵抗Ｒ１，Ｒ２，Ｒ３を介して電圧源及び／又は電流源ＳＶ１，ＳＶ２に接続されている。

図７の上部においては、ＭＲＴ装置の制御部１１０，１１４からの制御信号Ｓｔ１，Ｓｔ２，Ｓｔ３が局部コイル１０６の制御部ＳＴを制御し、それにより制御部ＳＴが局部コイル内に設けられている電圧源及び／又は電流源ＳＶ１の相応の電圧及び／又は電流を一つ又は複数のシムコイルＬＳ１及び／又はＬＳ２等に印加する。

図７の下部においては、例示的に電圧源及び／又は電流源として、局部コイル内のいわゆるＰＩＮダイオードチャネル１及びＰＩＮダイオードチャネル２が示されており、その電流及び／又は電圧（通常の場合は１０ｍＡ又は１００ｍＡ又は３０Ｖから選択される、即ち各シムコイルに対して三つの考えられる状態が実現される）を選択的にシムコイルに印加することができる。

例えば図７においてＰＩＮダイオードチャネル１（ＳＶ１）及び／又はＰＩＮダイオードチャネル２（ＳＶ２）がそれぞれ１０ｍＡの電流を出力すると、ダイオードＤ１は導通し、また（第１の大きさの）相応の電流Ｉ１，Ｉ２がシムコイルＬＳ１及びＬＳ２に流れる。

例えば図７においてＰＩＮダイオードチャネル１（ＳＶ１）及び／又はＰＩＮダイオードチャネル２（ＳＶ２）がそれぞれ１００ｍＡの電流を出力すると、ダイオードＤ１は導通し、また（第２の大きさの）相応の電流Ｉ１，Ｉ２がシムコイルＬＳ１及びＬＳ２に流れる。

例えば図７においてＰＩＮダイオードチャネル１（ＳＶ１）及び／又はＰＩＮダイオードチャネル２（ＳＶ２）がそれぞれ３０Ｖの電圧を出力すると、ダイオードＤ２は導通し、また（第３の大きさの）相応の電流Ｉ１，Ｉ２がシムコイルＬＳ１及びＬＳ２に流れる。

ＰＩＮダイオードチャネル１＝ＳＶ１（同様にＰＩＮダイオードチャネル２＝ＳＶ２）は通常の場合１０ｍＡ又は１００ｍＡ又は３０Ｖを選択的に出力することができる。即ち、従って各シムコイルＬＳ１，ＬＳ２に対して考えられる三つのＩ１，Ｉ２、複数の状態が実現される。

ＰＩＮダイオードチャネル１＝ＳＶ１に選択的に１０ｍＡ又は１００ｍＡ又は３０Ｖを出力できるならば、
但し、３０Ｖの場合はシムコイルＬＳ１に電流Ｉ１をある方向に形成し、また、
１０ｍＡ及び／又は１００ｍＡの場合はシムコイルＬＳ１に電流Ｉ１，Ｉ２をその反対方向に形成し、
電流源及び／又は電圧源（又はエネルギ源）ＳＶ１からの３０Ｖ又は１０ｍＡ／１００ｍＡの出力を選択することによって、シムコイルＬＳ１のシム磁場ＢＳ１の磁場方向を選択することができる。同様のことが電流源及び／又は電圧源（又はエネルギ源）ＳＶ２及びシムコイルＬＳ２にも当てはまる。

シムコイルＬＳ１が形成するシム磁場ＢＳ１の磁場方向及びシムコイルＬＳ２が形成するシム磁場ＢＳ２の磁場方向を等しい方向に選択することも反対方向に選択することもでき、従って両シム磁場を相互に増幅することもできるし、また相互に減衰させることもできる。

ＰＩＮダイオードチャネル１＝ＳＶ１（同様にＰＩＮダイオードチャネル２＝ＳＶ２）の出力は、通常の場合１０ｍＡ又は１００ｍＡ又は３０Ｖから選択することができる。即ち、各シムコイルＬＳ１，ＬＳ２に対して考えられる三つの電流Ｉ１，Ｉ２、従って複数の状態が実現される。

抵抗Ｒ１はシムコイルに流れる電流Ｉ１，Ｉ２をそれぞれ所望の大きさに制限する。

ＭＲＴ装置の勾配磁場からシムコイルを分離するために、ｘ軸に平行なシムコイルのコイル軸の配向が有利である。

図８においては、シムコイルＬＳ１に逆並列で（即ち反対の巻線方向を有している）直列に接続されている分離コイルＬＥを備えている、局部コイル１０６のシムコイルＬＳ１の勾配磁場分離が示されている。

シムコイルＬＳ１において電圧ＵＳを誘導することができる勾配磁場は、この場合、分離コイルＬＥにおいて反対方向の電圧−ＵＳを形成し、これによって勾配磁場誘導による電流をほぼ０に補償することができ、特に、シムコイルＬＳ１及び分離コイルＬＥが十分に均一な勾配磁場内に存在する場合に補償することができる。

局部コイル１０６内の分離コイルＬＥは有利には、撮像体ＲＯＩから十分に距離を取っており、例えばシムコイルＬＳ１からも更に離れており、分離コイルＥＬの磁場は撮像においてアーチファクトを形成して患者に作用することはない。

図９は、七つの導体／巻線を備えている頸部コイル１０６の下にあるシムコイルを備えており、１２×４．５ｃｍの大きさである局部コイルを斜視図で示している。

図１０は、シミングされた局部コイルの領域におけるシム磁場カーブを示す。

Claims

撮像システム（１０１）のための局部コイル（１０６）において、
前記局部コイル（１０６）は複数のシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）を有しており、
前記複数のシムコイルの内の一方のシムコイル（ＬＳ１）におけるシム磁場（ＢＳ１）を形成するための電流（Ｉ１）をオン（ＳＴ）及びオフ（ＳＴ）可能であり、
前記複数のシムコイルの内の他方のシムコイル（ＬＳ２）におけるシム磁場（ＢＳ２）を形成するための電流（Ｉ２）をオン（ＳＴ）及びオフ（ＳＴ）可能であり、
前記複数のシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）においてそれぞれシム磁場（ＢＳ１，ＢＳ２）を形成するための電流（Ｉ１，Ｉ２）を相互に独立してオン（ＳＴ）及びオフ（ＳＴ）可能であり、
少なくとも一つの切換え可能な電流供給部及び／又は電圧供給部（ＳＶ１，ＳＶ２）が前記局部コイル（１０６）のケーシング（Ｇ）内に配置されている、
ことを特徴とする、局部コイル（１０６）。
撮像システム（１０１）のための局部コイル（１０６）において、
前記局部コイル（１０６）は複数のシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）を有しており、
前記複数のシムコイルの内の一方のシムコイル（ＬＳ１）におけるシム磁場（ＢＳ１）を形成するための電流（Ｉ１）をオン（ＳＴ）及びオフ（ＳＴ）可能であり、
前記複数のシムコイルの内の他方のシムコイル（ＬＳ２）におけるシム磁場（ＢＳ２）を形成するための電流（Ｉ２）をオン（ＳＴ）及びオフ（ＳＴ）可能であり、
前記複数のシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）においてそれぞれシム磁場（ＢＳ１，ＢＳ２）を形成するための電流（Ｉ１，Ｉ２）を相互に独立してオン（ＳＴ）及びオフ（ＳＴ）可能であり、
前記複数のシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）は、前記局部コイル（１０６）におけるＰＩＮダイオードに対する切換え信号用の給電電圧源（ＳＶ１，ＳＶ２）に接続されている（図７）、
ことを特徴とする、局部コイル（１０６）。
前記複数のシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）の内の一つ又は複数のシムコイルの導体の形状は矩形状である、請求項１又は２に記載の局部コイル。
一つのシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）の矩形状の複数の導体（Ｌ１ａ，Ｌ１ｂ，Ｌ１ｃ）は相互に直列に接続されている（図２）、請求項１乃至３のいずれか一項に記載の局部コイル。
前記複数のシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）の内の一つ又は複数のシムコイルの導体（Ｌ１ａ，Ｌ１ｂ，Ｌ１ｃ）は、患者を載置するために設けられている、アーチ状である及び／又はシムコイルの内側に湾曲している側（ｒ）を除いて、断面でみて少なくともほぼ矩形である（図３）、請求項１乃至４のいずれか一項に記載の局部コイル。
前記複数のシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）は相互に独立して個別に制御可能である、及び／又は、前記シムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）において電流（Ｉ１，Ｉ２）を形成するために電流及び／又は電圧を印加可能である（図１）、請求項１乃至５のいずれか一項に記載の局部コイル。
前記複数のシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）の内の一方のシムコイルは前記複数のシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）の内の他方のシムコイルの内側に設けられている（図５右）、請求項１乃至６のいずれか一項に記載の局部コイル。
前記複数のシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）の内の一方のシムコイルは前記複数のシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）の内の他方のシムコイルに対して、ｚ方向において、及び／又は、前記撮像システム（１０１）内への患者の搬送方向において、間隔（ｄｚ）を空けて設けられている（図４）、請求項１乃至７のいずれか一項に記載の局部コイル。
一つのシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）の複数の導体（Ｌ１ａ，Ｌ１ｂ，Ｌ１ｃ）は、前記撮像システム（１０１）内への患者の搬送方向（＋−「ｚ」）に見て、及び／又は、患者の長手方向（＋−「ｚ」）に見て相前後して配置されている（図２）、請求項１乃至８のいずれか一項に記載の局部コイル。
一つのシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）の複数の導体は撮像時に、少なくとも一つの領域（ＲＯＩ）においてほぼ水平方向（＋−「ｘ」）に延びている（図２）、請求項１乃至９のいずれか一項に記載の局部コイル。
一つのシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）の少なくとも三つの導体（Ｌ１ａ，Ｌ１ｂ，Ｌ１ｃ，Ｌ１ｄ）は、前記撮像システム（１０１）内への患者の搬送方向（＋−「ｚ」）に見て、及び／又は、患者の長手方向（＋−「ｚ」）に見て、それぞれ相互に等しい間隔（ｄ１＝ｄ２＝ｄ３）を有している（図１）、請求項１乃至１０のいずれか一項に記載の局部コイル。
一つのシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）の少なくとも三つの導体（Ｌ１ａ，Ｌ１ｂ，Ｌ１ｃ，Ｌ１ｄ）は、前記撮像システム（１０１）内への患者の搬送方向（＋−「ｚ」）に見て、及び／又は、患者の長手方向（＋−「ｚ」）に見て、相互に異なる間隔（ｄ１＝ｄ３；ｄ３＜＞ｄ２）を有している、請求項１乃至１１のいずれか一項に記載の局部コイル。
一つのシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）の複数の導体（Ｌ１ａ，Ｌ１ｂ，Ｌ１ｃ）は、前記撮像システム（１０１）内への患者の搬送方向（＋−「ｚ」）に見て、及び／又は、患者の長手方向（＋−「ｚ」）に見て、一つのシムコイルの相前後して接続されている巻線を形成する（図１）、請求項１乃至１２のいずれか一項に記載の局部コイル。
前記複数のシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）の前記各シム磁場（ＢＳ１，ＢＳ２）はオン状態において重畳しており、強めあう及び／又は弱めあうように重畳している、請求項１乃至１３のいずれか一項に記載の局部コイル。
前記局部コイル（１０６）は、頭部コイル又は頭部・咽部コイル又は頸部コイル又は背中コイル又は腹部コイル又は肩部コイル又は関節部コイルである、請求項１乃至１４のいずれか一項に記載の局部コイル。
前記複数のシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）の内の少なくとも二つのシムコイルはシムコイル導体相互の空間間隔を有しており、前記シム磁場の強度だけでなく前記シム磁場の形も変更することができる、及び／又は、少なくとも０．５ｃｍ又は１ｃｍ又は２ｃｍ又は３ｃｍ又は４ｃｍ又は５ｃｍの間隔（ｄ１，ｄ２，ｄ３）を有している、請求項１乃至１５のいずれか一項に記載の局部コイル。
前記複数のシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）は、前記局部コイルに設けられている一つ又は複数のコイルインタフェースに接続されている（図７）、請求項１乃至１６のいずれか一項に記載の局部コイル。
前記複数のシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）は、コイル電子装置のための給電電圧源（ＳＶ１，ＳＶ２）に接続されている、請求項１乃至１７のいずれか一項に記載の局部コイル。
前記局部コイル（１０６）は、二つ又は三つまたは三つより多い状態を備えている少なくとも一つの端子（ＳＶ１，ＳＶ２）を有している（図７）、請求項１乃至１８のいずれか一項に記載の局部コイル。
前記局部コイル（１０６）は、二つ又は三つまたは三つより多い状態を有する少なくとも一つの端子（ＳＶ１，ＳＶ２）を有しており、該端子（ＳＶ１，ＳＶ２）は、前記シムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）に相応の電圧及び／又は電流を出力することによって前記シムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）の異なるシム状態を設定するための制御信号を用いて制御可能である（図２）、請求項１乃至１９のいずれか一項に記載の局部コイル。
全て又は幾つかのシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）には、所定の期間、頭部コイルのＴＸ送信フェーズの間にのみ、シム電圧及び／又はシム電流が印加されている、請求項１乃至２０のいずれか一項に記載の局部コイル。
飽和パルスの間にのみシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）にシム電圧及び／又はシム電流が印加されるように前記局部コイル（１０６）は構成されている、請求項１乃至２１のいずれか一項に記載の局部コイル。
前記局部コイル（１０６）においては、回路によって、前記局部コイル（１０６）内に存在する一つ又は複数のシム電圧及び／又は一つ又は複数のシム電流を独立して少なくとも二つのシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）に供給可能であり、前記局部コイル（１０６）において切換え可能なシム状態の数は、考えられるシム電圧とシム電流の和と、相互に独立して切換え可能なシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）の数との積である（図７）、請求項１乃至２２のいずれか一項に記載の局部コイル。
一つ又は複数のシムコイルのコイル軸はｚ軸にほぼ平行である（図２，４）、請求項１乃至２３のいずれか１項記載の局部コイル。
前記シムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）を前記撮像システム（１０１）の勾配システム又は前記局部コイル（１０６）から分離するために分離コイル（ＬＥ）が前記局部コイル内に設けられており、該分離コイル（ＬＥ）のコイルの数は、相互に直交している空間方向（ｘ，ｙ，ｚ）の各々に対して一つから三つの間で備えており、前記シムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）の巻線方向とは反対で逆並列である巻線方向を備えている（図８）、請求項１乃至２４のいずれか一項に記載の局部コイル。
５オームから５００オームを有する抵抗（Ｒ１）の直列回路によって勾配誘導電流が低減されている、請求項１乃至２５のいずれか一項に記載の局部コイル。
前記撮像システム（１０１）が磁気共鳴断層撮影装置（ＭＲＴ）であり、磁気共鳴断層撮影装置（ＭＲＴ）局部コイル（１０６）を患者（１０４）の頭部（Ｋ）及び／又は頸部（Ｈ）に載置可能である、請求項１乃至２６のいずれか一項に記載の局部コイル。
前記局部コイル（１０６）の一つ又は複数のシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）は、前記局部コイル内の頭部（Ｋ）及び／又は頚部（Ｈ）に関する位置の前方及び／又は後方の位置において前記局部コイル（１０６）内に設けられている、及び／又は、患者の頭部及び／又は頚部に関する位置を包囲する、請求項１乃至２７のいずれか一項に記載の局部コイル。
少なくとも一つのシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）は前記局部コイル（１０６）のケーシング（Ｇ）内に配置されている、請求項１乃至２８のいずれか一項に記載の局部コイル。
シム装置の制御部（ＬＳ，Ｌ１，Ｌ２）が前記局部コイル（１０６）のケーシング（Ｇ）内に配置されている、請求項１乃至２９のいずれか一項に記載の局部コイル。
前記撮像システム（１０１）が磁気共鳴断層撮影装置（ＭＲＴ）であり、前記局部コイル内及び／又は磁気共鳴断層撮影装置（ＭＲＴ）システム（ＳＶ，１０１，１１７，１６８）内に、前記局部コイル（１０６）の前記シムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）に対するシム電流（Ｉ１，Ｉ２）又はシム電圧（Ｕｓ）の制御部が設けられている、請求項１乃至３０のいずれか一項に記載の局部コイル。
前記局部コイル内の複数の局部的なシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）は、該シムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）への電流（Ｉ）及び／又は電圧のオン・オフによって、同時に及び／又は交互にスイッチオン可能である（Ｉ１，Ｉ２，Ｕ）、請求項１乃至３１のいずれか一項に記載の局部コイル。
前記局部コイルの前記シムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）の電流供給部（ＳＶ）の電圧源及び／又は電流源（Ｑ）を制御可能である、請求項１乃至３２のいずれか１項記載の局部コイル。
シムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）は前記局部コイル（１０６）のケーシング（Ｇ）に機械的に固定されている、請求項１乃至３３のいずれか一項に記載の局部コイル。
シムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）の導体（Ｌ１）は前記局部コイルの領域において患者（１０４）の頚部の形状に適合させるために配置されている、請求項１乃至３４のいずれか一項に記載の局部コイル。
シム磁場（ＢＳ１，ＢＳ２）を形成するためのソース（ＳＶ１，ＳＶ２）の電流及び／又は電圧を印加することによって、シムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）を相互に独立してオン状態に切換え可能であり（ＳＴ）、且つ、
シム磁場（ＢＳ１，ＢＳ２）を形成するためのソース（ＳＶ１，ＳＶ２）の電流及び／又は電圧を印加せずに、各シムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）を相互に独立してオフ状態に切換え可能である、請求項１乃至３５のいずれか一項に記載の局部コイル。
請求項１乃至３６のいずれか一項に記載の局部コイル（１０６）を備えている、撮像システム（１０１）における磁場（ＢＳ１，ＢＳ２）をシミング及び／又は均一化するための方法において、
前記局部コイル（１０６）において、シム電圧及び／又はシム電流を、磁気共鳴断層撮影装置（１０１）の飽和パルスの間にのみ前記局部コイル（１０６）内のシムコイル（ＬＳ１，ＬＳ２）に印加することを特徴とする、方法。