JPH03165741A - 磁気共鳴装置及び静磁場自動補正装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 （発明の技術分野） 本発明は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用した磁気共
鳴イメージングならびにケミカルシフトイメージング（
ｃ５Ｉ）としても知られている磁気共鳴スペクトロスコ
ピックイメージング（ＭＲＳＩ）に関するものである。

特に、本発明は、ＭＨＩおよびＭＲＳＩに有効な自動静
磁場均一性補正（シムコイルによる補正）技術ならびに
、多重同調型ＲＦコイルの構成およびＭＲＳＩに特に有
効な他の方法／装置に関するものである。

（従来の技術） 現在、磁気共鳴イメージング（ＭＨＩ　）は、広く実用
化されている。一方、磁気共鳴スペクトロスコピックイ
メージング（ＭＲＳＩ）は更に有効な改良が期待されて
いるが、大部分は、未だ実験研究や開発のプロトタイプ
の段階にある。一部分ではあるが商品化されているＭＲ
ＳＩにおける困難な点としては、水素以外の核種では生
体から比較的小さなＮＭＲ信号しか得られないという事
実がある。ＭＲＩ自体、多くの物理的パラメータ（例え
ば、磁場分布および高周波の空間分布）を精密に制御す
ることが要求される複雑な手法である一方、ＭＲＳＩは
これら手法および精度がさらに高く要求されるものであ
る。

例えば、現在実用化されている代表的なＭＲＩでは、約
３０ｐｐｍ程度の静磁場均一性が容易に許容できる。事
実、ＭＲイメージングで使用する市販の超伝導磁石には
、１２個１組のシムコイル（不均一性を補正するための
コイル）が一般に設けられているが、比較的大きな撮影
領域のＭＲＩですらこれらシムコイルを利用する必要が
ないことがある（しかし乍ら、本発明の自動補正技術に
よって、ＭＨＩですら改良する応用例が見い出される可
能性がある）。

しかし乍ら、ＭＲＳＩに関しては、満足できる結果を得
るには静磁場の均一性を、がなり厳しい許容値に維持さ
せる必要がある。例えば、人体頭部の場合には、１斐の
撮影領域において、静磁場Ｂｏの最大偏差は０．２ｐｐ
ｍを超えないことが必要である（さらに、約０．ｌｐｐ
ｍ程度であること望ましい）。

ＭＲＳＩにおいては、空間分解能は所定のボクセルに対
する局所的な均一性によってのみ決まるものであるが達
成し得るＳ／Ｎは全撮影領域における広範囲の均一性に
よって決められる。過去において、手動調整を駆使する
ことによって１．０ｐｐｍの均一性を得ようとした場合
ですら、ＮＭＲの経験がある科学者がこの程度のレベル
の均一性を達成するのですら通常０．５〜１．５時間も
必要であった。成る患者から次の患者への透磁率（ｍａ
ｇｎｅｔｌｃ　５ｕｓｃｅｐｔＩｂｉｌｌｔｙ）の差異
によって、撮影領域内の静磁場均一性に許容し得ない変
化を与えてしまうので、成る種の補正手段が、ＭＲＳＩ
法を実行する前のセットアツプ時間の一部として必要で
ある。

続けて行われるＭＲＳＩ法では容易に３０分程度の時間
が必要となってしまうので、シム（補正）電流調整を達
成するための試行錯誤の手動調整では、患者の忍耐性の
観点および一日のスループットの経済性の観点から、許
容できないぐらい長時間の検査時間を必要としてしまう
。更にまた、ＭＲＳＩが広く一般的に受入れられるため
には、この手法をハイレベルのＮＭＲ技術者よりむしろ
ローレベルの技術者でさえも確実に実施できる様に簡素
化し、信頼性を高める必要がある。

一般に、この分野において市販されている磁石系の構造
として、複数の（１２個が代表的な個数であるが）、所
謂“シム”コイルが知られており、これらシムコイルは
主磁場発生磁石のものに追加して設けである（これらコ
イルは、超電導、常電導または永久磁石のいずれの場合
でも存在する）。

これらシムコイルの各々は不均一な磁場成分の空間分布
を有している（一般に、Ｚ軸方向の成分のみが問題であ
る）。従って、所定のシムコイルにおける電流を調整す
ることによって、不均一成分を現存の磁場に付加するこ
とができる。この付加される不均一な補正成分を適切に
選択できれば、これら成分によって主磁場生成磁石によ
って生成された回避不能な静磁場不均一性を大幅にキャ
ンセルすることができる。一般に、自由度が大きく（例
えば１２）さらにコイル磁場は互いに完全に直交しては
いないため（ある領域の不均一性を改善するために１つ
のコイルを調整すると初期に達成されていた補償を維持
するためには他のシムコイル電流の再調整が必要となる
。）、“シミング。

に包含されたマニュアル反復プロセスは極めて失望的な
ものとなると共に、それ自身のために時間浪費になる。

このような問題点は従来の技術において認識されており
、数種の解決方法が提案されている。本件出願人の意見
によれば、現在知られているこれら諸提案の中で、本件
出願人の発明に特に関連したものを以下に記載する。

Ｐｒａｓｗｅｒ　ｅｔ　ａｔ　　“＾Ｎｅｗ　Ａｐｐｒ
ｏａＣｈｔｏ　ＡｕｔｏｍａｔｉｃＳｈｌｓ＋＊ｌｎｇ
、”　Ｊ、Ｍａｇ、Ｒｅｓ、Ｖｏｌ、７７、ｐｐ４０−
５２（１９８ｇ）υ、ＳｎｐａＬｅｎｔ　Ｎｏ、４，８
８０，５５１０°Ｄｏｒ＋ｎｅｌｌ　ｃｔ　ａｔ（１９
８７）。

このＰｒａｓｖｅｒ等におけるコメントに基くと（この
Ｐｒａｇ＋＊ｅｒの方が、０°Ｄｏｎｎｅｌ１等より更
に関連しているものと考えられる）、この文献に記載さ
れた参考文献３および５−７もまた本発明に関連してい
るものと思われる。

０゛Ｄｏｎｎｅｌ　Ｉ等の米国特許によれば、撮影領域
を包囲する仮想球体の外表面に可動型プローブを設置し
て実際の磁場強度を直接測定するものである。

撮像領域の外側の実際のｎ１定値を利用して、この撮像
領域内の磁界強度を推定し、重み付けされた２乗平均演
算アルゴリズムを用いて静磁場の不均一性を最小限にす
るために必要なシムコイル電流を決定している。ここで
注意しなくて・はならないのは、これら磁場の実際のｆ
ｉｌｌ定がすべてのシミング磁場の存在しない状態で行
われているということである。０°Ｄｏｎｎｅｌ　１等
の特許技術では、実際に患者を配置して使用するのは、
適していないことが明らかであり、更に、±５０ｐｐｍ
程度に補正された均一性のみが報告されているが、この
程度の補正では明らかにＭＲＳＩに対しては不適切であ
る。このＯ’Ｄｏｎｎｏｌ１等の特許はむしろ、従来の
ＭＨＩにおける工場でのシムコイル電流の１回限りの校
正に有効であると思われる。

一方、Ｐｒａｍａ＋ｏｒ等の文献は、特に、ケミカルシ
フトイメージングの改良のための自動補正に関するもの
である。この文献によれば、変形したフーリエイメージ
ング技術を利用して補正すべき各ボクセルにおける位相
測定を迅速に行う方法である。

実際に、僅かな遅延時間差を有する各スピンエコー間の
位相差を測定する。この測定中、静磁場に比例した時間
遅延位相シフトが累積される。従って、肺１定した位相
差は実際の磁場の関数となり、この結果、磁場の不均一
性をマツピングすることが可能となる。このことを考慮
して、従って、Ｐｒａｌｌ（３ｒ等によれば、適当な演
算アルゴリズム（チエブイシェフ最小二乗性理論）を利
用して、各シムコイルに対する予め必要な差動磁場分布
を得ることにより、撮影領域の最終的な合成静磁場偏差
を減少、または最小限にするためのシムコイル電流を演
算する。このＰｒａｓａ＋ｏｒ等による磁場マツピング
法では、未補正の磁場の最大磁場勾配よりかなり強力な
読出し傾斜磁場が必要となる。

比較的簡単に、且つ迅速に収集した位ｔロデータセット
を用いて磁場マツピングを用なうＰｒａｍｍｅｒ等の技
術によれば、理論的に必要な情報がかなり短時間の内に
得られるが（Ｐｒａ■ｅｒ等の報告によれば、約１分／
面である）、これらＰｒａｓｍｅｒ等の結果には、異る
核種によって生じたケミカルシフト周波数変化から本質
的に識別不可能な磁場偏位を生ずる。例えば、人体組織
からのＮＭＲ信号には、一般に、水および脂肪が主要成
分として包含されている。Ｐｒａｍａ＋ｏｒ等は、特に
、“脂質のピークが水のピークよりも支配的になってい
る場所ではデータポイントを分離する場合に十分な注意
を払う必要がある”と述べているが、彼等はこれを達成
する方法に関して何んら示唆していない。更にまた、Ｐ
ｒａｌｌｌＩｌｅｒ等の報告では、均一なＮＭＲ核の密
度および分布を有するファントムのデータのみしか報告
されていない。

ケミカルシフトイメージングを用いて静磁場の不均一性
をマツピングすることはすでに以前より知られているこ
と（Ｍａｕｄｓｌｅｙ特許）がＰｒａｗｍｃｒ等によっ
て特に認識されているが、Ｐｒａｓｍｏｒらは特にこの
ケミカルシフトイメージによるマツピングを、オートシ
ミングの目的に使用することを避けている。それは、単
一のスカーラ値（局部磁場の強さ）を得るために各空間
点におけるスペクトルを収集することは非能率であり、
この方法が本質的に遅い方法だからである。

（本発明の要旨） しかし乍ら、上述したＰｒａｓｇ＋ｅｒ等とは反対に、
本件出願人は実用的な自動補正方法および装置を新規に
発見した。この自動補正装置は、水素原子核（即ち、プ
ロトン）のケミカルシフトイメージングを利用して、静
磁場の不均一性をマツピングし、これとあらかじめ収集
しであるシムコイル用の校正マトリックスを使用して、
合成された静磁場の不均一性を減少または最少値にする
ように補正シムコイル電流を得るものである。

また、本件出願人によれば、一般に、水に対して周波数
シフトすると共に／または不均一な構造領域のためにシ
フトしたかなり強いＮＭＲ信号レスポンスが存在するた
めに、補正すべき各ボクセル用に全ＮＭＲ周波数スペク
トルデータセットが利用できることがわかった（この不
均一領域としては、人体の静脈洞領域が対応し、ここで
は、周波数スペクトルピークが極めて広いか、または均
等に分割されている）。

本発明の実施例によれば、自動“ピーク抽出”アルゴリ
ズム（選択が困難な場合にはオペレータの介入が有りう
る）により、所定のボクセルの水のピーク周波数を正確
に認識するか、または、単にその特定のボクセルを補正
アルゴリズム中のグリッドポイントとして包含しないよ
うにすることが可能である。また、本発明の一実施例に
よれば、撮影領域内の静磁場Ｂｏの分布（シムコイルＳ
１・・・・・・Ｓｎには近似的に第一の電流値の組合せ
！。

・・・１．を流した状態で）をマツピングすることがで
きる。上述したように、撮影領域内のボクセル位置のア
レイにおける予め決められた原子核の周波数を正確にマ
ツピングするためには磁気共鳴スペクトロスコピーが利
用できる。

次に、スペクトロスコピーの手法によって測定した現存
のＢｏ磁場分布と、個々のシムコイルによって生成され
るＢｚ磁場の校正マトリックスとを使用してシムコイル
電流の組合せ、ＡＩｎ、　・・・ＡＩｎを、領域内の静
磁場の偏差が最小限になるように演算する。

このシムコイル電流の組合せを対応するシムコイルに供
給し、十分な均一性が達成されていなければ全体のプロ
セスを繰返すようにする。

関心領域が適切に補正されるために、本件出願人によれ
ば、少なくとも１個の磁気共鳴“位置決め画像”を収集
する。この画像はシミングの過程に先立って収集され、
オペレータはこの画像により、Ｂｏ磁場分布を均一とな
るように補正する所望の撮影領域が規定する。

撮影される患者組織の透磁率の不均一性自体によっであ
る程度の静磁場の不均一性を生じ、これを補正しなけれ
ばならないので、本件出願人によれば、患者生体を撮影
領域内に存在させ乍らシミングを実行すると共に、シミ
ングおよびその後のＭＲＳＩデータ収集全体を通して患
者生体を比較的固定された位置内に保持することが好し
いものである。この過程を実行するにあたり、シミング
自体は、単一の核種のＮＭＲ信号（生体内に多量に存在
する水素原子核が望ましい）しか使用しないのであるが
、システムの物理的配置（患者を含む）を動かすことな
く異なる核種のＲＦ倍信号被験体に送信し、また被験体
からのＮＭＲ信号を受信できる様に多重同調型のＲＦコ
イルを使用する。

また、本件出願人によれば、シミングにはスピンエコー
ＮＭＲ信号を利用することが・望ましいものである。そ
の理由は、スピンエコーは、本質的に位相エンコーディ
ング期間中のバックグランドの磁場不均一性による位相
ひずみを除去するためである。シミング前の磁場均一性
はかなり悪いと考えなければならないので、この位相ひ
ずみにより、最終的なシミングの結果に好ましくない誤
差を発生する可能性がある。（このシミングの全体の目
的はかなり悪い磁場均一性を相当良好なものにすること
にほかならない）。

従って、本件出願人によれば、シミングの過程にはスピ
ンエコーＮＭＲデータを利用するようにしている。その
理由は、スピンエコーデータは静磁場の不均一性の影響
を受けにくいからである。

一方、他の核種（例えば１３０または３１Ｐ）のＮＭｋ
スペクトルの実際の測定には、ＮＭＲＦＩＤＲＦ信号を
利用する（これらの核種は生体間の存在比が小さく、Ｓ
／Ｎ比が良いＦＩＤ信号の方が良いためである）。しか
しく後にわかる様に）スピンエコー信号を用いたＭＲＳ
Ｉが適している場合もある（例えば、Ｉ３０または水を
抑制したＨ　　ＭＲＳＩ）。

各々のシムコイルを流れる電流を個々に変化させ、所定
のシムコイル電流の単位変化当りのＢｚ磁場変化の空間
的分布を測定および記録することにより、校正マトリッ
クスを作ることができる。

さらに、本件出願人によれば、シミングの過程において
、単位電流当り空間的に均一なオフセット磁場を発生す
るような仮想のシムコイルを想定し、このコイルに流す
電流値をも計算することによって、より良い均一性が得
られることを発見した。そのようなシムコイルや電流は
実際に存在しないが、最小二乗法の；１算において、均
一なオフセットＢｚ磁場の項を包ませることができる。

最終的なＢｏ磁場の均一性が最も重要なものであるので
（この磁場の実際の値は殆んど重要でない）、この技術
によって有効な特徴が得られるようになる。

本発明の一実施例によれば、ＲＦプローブは２対のＲＦ
ヘルムホルツコイルから成る。各コイル対は互いに直交
させると共に、異な。たＮＭＲ核種（例えば、３Ｉｐお
よびＩＨ）のそれぞれに対応する周波数で共鳴するよう
に同調させる。各々のコイル対の一方を他方のコイルに
容量的に結合させ、これら各対自身を、近接して設けら
れている入力／出力ループにＲＦ磁界により誘導的に結
合させる。次に、それぞれ独立に同調させたヘルムホル
ツコイル対を、（それ自身の入／出力ループを介して）
一実施例のパッシブ周波数マルチプレクサを経て共通の
送信／受信入力／出力ポートに結合させる。高速応答の
送信／受信スイッチは、関心のあるすべての基準周波数
における１／４波長の奇数倍の有効長を有するＰＩＮダ
イオードによって短絡させる伝送線路を適切に選択する
ことによって動作する。

（実施例） 以下、図面を参照し乍ら本発明を詳述する。

本発明で利用された新規な信号処理は、現存のＭＲＩお
よび／またはＭＲＳＩにおける制御用コンピュータプロ
グラムを適切に変更することによって少なくとも一部分
が達成され得るものである。

そのような代表的な装置の一例として、第１図のブロッ
クダイヤグラムは代表的なＭＲＩ　／ＭＲＳＩシステム
の一般的なアーキティクチュアを図示するものである。

シムコイルのドライブ構成ならびに多重同調型ＲＦコイ
ルおよび給電構造（これら全ては、以下詳述されている
）を除いて、第１図のシステムの残余の構成は、現存の
システムを適当に再プログラミングすることによって実
現できるものである。これら従来技術から理解できるよ
うに、そのような新規な制御用コンピュータプログラム
を一旦、物理的に設置すると共に実行することによって
、これらコンピュータプログラムは、このシステム特定
の動作機能と組合わされた特定の物理的構成に対応する
ようになる。

先ず、人体または動物（又は他の物体）１０を、静磁場
用マグネット１２のＺ軸に沿って挿入し、このマグネッ
ト１２によって、撮像すべき物体の一部分を包囲するイ
メージングボリューム１４内のＺ軸に沿って均一な磁場
Ｂｏを発生する。−組のｘ、ｙ、ｚ傾斜磁場増幅器およ
び・コイル１６によってｘ、ｙ、ｚ軸に沿って傾斜のつ
いたＺ軸方向の磁場を発生する。多重同調型ＲＦコイル
１２、送信／受信スイッチ２０、ＲＦ送信回路２２、お
よびＲＦ受信回路２４を介してＮＭＲＲＦ倍信号生体１
０中に送信すると共に、ＮＭＲ信号をこの生体１０から
受信する。

一般に、従来のマグネット１２は、複数のシムコイル１
８（例えば１２個のコイル）で実現され、これらコイル
に適当な補正電流Ｉ１、　・・・＋　　１１１１を流す
ことによってイメージングボリューム１４内の静磁場Ｂ
ｏの均一性を改善する。これら補正電流の各々マニュア
ル入力２８によって制御でき、これら入力は加算器２８
で各シムコイル用のＤ／Ａコンバータ３０の出力と加算
される。

上述した構成要素の全てを、例えば、コントロールコン
ピュータ３２によって制御することができ、このコンピ
ュータ３２は、通常、バス３４を介して、データ収集／
表示コンピュータ３６と通信を行なっている。この後者
のコンピュータ３６でＮＭＲＲＦ倍信号Ａ／Ｄコンバー
タ３８を介して受信をも行う。また、通常ＣＲＴ表示／
キーボードユニット４０をこのデータ収集／表示コンピ
ュータシステム３６に組合せる。

また、従来例から明らかなように、このような構成を利
用することによって、コンピュータプログラムに従って
傾斜磁場パルスの所望のパルスシーケンスを発生させ、
ＮＭＲＲＦパルスの所望シーケンスを発生させ、所望の
ＮＭＲＲＦ倍信号測定することができる。第１図に示し
たように、本発明のＭＲＩ／ＭＲＳＩシステムには、代
表的にＲＡＭ、ＲＯＭおよび／または他の適合した記憶
済みプログラムメディア（以下の記載に従って）が設け
られており、位相エンコードされたスピンエコーおよび
／またはＦＩＤ信号を複数の測定サイクルの各サイクル
中に発生させると共に、結果として得られるＭＨＩ／Ｍ
ＲＳＩデータを処理して最終的に高解像度イメージを得
る。また、本発明の一実施例では、このようなプログラ
ムによって、実際のＭＲＩ／ＭＲＳＩイメージング手法
を実行する前に磁場Ｂｏの自動補正をも、実行する。

代表的なＭＲＳＩシステムの包括的目標は、例えば、人
体内での３Ｉｐのスペクトロスコピック（分光的）デー
タの収集である。これは、ＮＭＲ周波数に対する燐のＮ
ＭＲ信号強度のプロットが各ボクセル（即ち、体積画素
）から、良好に規定された解剖的位置情報と共に得られ
ることを意味する。そのような累積されたデータのプロ
ットを、第１１図のように所定ボクセルの各々に対して
表示できる。または、プロットを適当に分離すると共に
、グレーまたはカラースケールに変換してＣＲＴスクリ
ーン上にラスター走査フォーマットで、人体の規定され
た断面内で所定のＮＭＲ核種の空間分布または濃度の可
視像として表示することもできる。

例えば、第１１図に示したようなプロットから明らかな
ように、医学的に関心のある代謝物（ＡＴＰ、クレアチ
ン燐酸等）を包含する種々の燐の濃度を予測することが
可能となる。第１１図において、三角形は実際のデータ
点であるのに対して、実線はカーブフィッティングを行
った結果である。

図示したスペクトルにおいて、数種の化合物に対応する
ピークが図示されたように明瞭に見ることができる。

これらプロット、即ちスペクトルを得るために用いられ
る一般的なＭＲＳＩ技術（このような技術は、ケミカル
シフトイメージングとしても知られている）には、種々
の方法がある。。一実施例によれば、Ｂｒｏｗｎ等によ
って最初に提案された“Ｃｈｅｍｌｃａｌ　５ｈｉｆｔ
　ＩＩＩａｇｉｎｇ　（ケミカルシフトイメージング）
”ならびにＭａｕｄｓｌｅｙ等による“Ｆｏｕｒ　ＤＩ
ｍｅｎｓｌｏｎａｌ　　Ｎ　Ｍ　Ｒ（四次元ＮＭＲ）”
の技術が利用できる。この方法ではＸおよびＹ方向の位
相エンコード傾斜磁場パルスが印加され、この位相エン
コード傾斜磁場に対する２次元フーリエ変換を実行する
ことにより、各ボクセルの時間領域のＮＭＲ信号が得ら
れる。さらにこの時間領域の信号をフーリエ変換するこ
とによって、第１１図で図示したような個々のボクセル
に対応する周波数スペクトルが得られる。従来例におい
てこれらのことは、種々のＭＲＩおよび／またはこのタ
イプのＭＲ５１手法においてはすでに周知なものであり
、本発明は、この種の従来のＭＲＩおよび／またはＭＲ
３１手法で実行する前のプロセスを主目的としているの
で、更にこれについて詳述する必要はないものと考える
。

ある核種の共鳴周波数はその位置における磁場の大きさ
に比例するものであり、従って所定ボクセルのＭＲ８Ｉ
スペクトルのピークの幅はこのボクセル中のＢｏ電磁場
均一性に直接関連するものである。一般に、磁場が均一
になればなる程、スペクトルのピークはより鋭くなる。

鋭いピークの必要性はＳ／Ｎ比の低い場合に特に重要で
あり、この様な条件は人体の水素以外のＮＭＲで予想さ
れる。

一実施例によれば、磁場の均一性として、撮影領域全体
に対して０，２ｐｐｍ　　ＲＭＳ　（二乗平均平方根値
）程度の値が望ましい。

上述の様な前提のもとにＢｏ電磁場不均一性を打消すた
めに、従来の超電導磁石には、一般的に、“シムコイル
”　（第１図で８１　・・・ＳＮで表示されている）と
して知られている１２個の誘導性コイルの一組が備えら
れている。このようなシムコイルは市販のものであり、
例えば、Ｏｘｌ’ｏｒｄ社製常電導シムセットがある。

これらシムコイルはマグネットのボア孔に沿って絶縁性
シリンダ上に巻回されており、各コイルは球面調和関数
として変化するＺ軸方向の磁場を形成するように設計さ
れている。各シムコイルの寄与する原理的な空間依存性
は、一般に、各シムコイルの“名称”として用いられる
。典型的な１２組のコイルの名称を第１図のボックス１
８に図示する。

電磁場分布を表わすために球面調和関数を利用すること
は極めて一般的である。その理由は、これら関数を球面
極座標で表わした場合に、これら関数がラプラス方程式
の角度の項の解であるからである。静磁気宇では、磁場
の各成分はラプラス方程式を満足しなければならないの
で、任意の８２分布は以下のように球面調和関数Ｙ、１
に展開する ことができる。

Ｂｚ　　（γ、θ、φ）−丈　Σ ［Ａ５．γ’＋Ｂ＋１、γ　−４１＋１）　　］　　Ｙ
Ｉｍ　（θ、　φ）原点において特異でない解として、
Ｂ　Ｉｓ項のすべては零であり、Ａ　１１６項のみを扱
えばよい。この場合、Ｂｚは、Ｂｏ＋Ａ１ｏｚ＋高次項
にほぼ等しくなる。シムコイルの電流を変化させること
は、本質的にＡ、ヨ項を変化させることに相当する。合
成した静磁場ＢｏのＺ方向の成分を可能な限り均一化す
るためには、零より大きな愛を有するすべてのＡＩｎ、
項を可能な限り零に近づけＢｏ項のみを残すようにする
。シムコイル電流の組を調整して撮影領域内で最高の均
一性を達成しようとするこのうよなプロセスは、一般に
、“シミング（Ｓｈｉｎｓｉｎｇ）”として知られてい
る。

ＭＲＳＩでは極度に均一な磁場を必要とするため、撮像
する各臓器ごとに磁場の均一性を調整しなければならな
いことが知られている（すなわち、ＭＲＳＩスキャン装
置に患者を配置する毎に）。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、ＭＲＩ／ＭＲＳＩシステムにおける複数のシムコイ
   ルの電流を調整するに当り、 （ａ）現存の磁場分布をマッピングし、 （ｂ）実際のシムコイルの一組の補正電流を演算して磁
   場分布の均一性を改善し、実際には存在しないが均一な
   オフセット磁場を生成する仮想的なシムコイルをも想定
   して、上記演算を行なうことによって、 静磁場のオフセット調整がこの演算に包含し得るように
   し、更に、 （ｃ）これら補正シムコイル電流を前記実際のシムコイ
   ルに供給するステップ から成ることを特徴とする磁気共鳴スペクトロスコピッ
   クイメージング方法。 ２、ＭＲＩ／ＭＲＳＩシステムにおける複数のシムコイ
   ルの電流を調整するに当り、 （ａ）患者のＭＲ画像を収集し、 （ｂ）この画像中に所望のＭＲＳＩ撮影領域を規定し、
   更に、 （ｃ）この規定されたＭＲＳＩ撮影領域内の静磁場を、
   現存している磁場分布をマッピングし、シムコイル電流
   を演算し供給して磁場分布の均一性を改善することによ
   って、 自動的に補正するステップから成ることを特徴とする磁
   気共鳴スペクトロスコピックイメージング方法。 ３、ＭＲＳＩシステムにおける静磁場を自動的に補正す
   るに当り、 （ａ）ＮＭＲスピンエコー信号を収集すると共に利用し
   て、画像領域内の複数個のボクセルからＮＭＲスペクト
   ルを形成すると共に、予じめ決められたＮＭＲ核種のＮ
   ＭＲスペクトルピーク周波数に対応する、この画像領域
   内の現存の磁場偏差のマップ（分布）を形成し、更に、
   このマップを用いてこの偏差を自動的に減少させ、 （ｂ）その後、ＮＭＲＦＩＤ信号を収集すると共に利用
   して、前記イメージ領域から他のＮＭＲ核種のＭＲＳＩ
   プロットを作成するステップから成ることを特徴とする
   磁気共鳴スペクトロスコピックイメージング方法。 ４、ＭＲＳＩシステムにおける静磁場を自動的に補正す
   るに当り、 （ａ）単位電流当りの磁場変化の分布をマッピングして
   、ボクセルの予じめ決められたアレイに亘って複数個の
   シムコイルの各々に対する校正値マトリックスを作成し
   、 （ｂ）前記ボクセル内の限られたボクセルの　みに関す
   る現存する静磁場分布における変化量をマッピングする
   と共に記録し、 （ｃ）この記録した偏差および前記数個のボクセルに対
   応する前記校正値マトリックスの部分集合を利用して、
   前記偏差の大きさを減少させるために必要な補正シムコ
   イル電流を演算し、更に、 （ｄ）これら補正シムコイル電流を対応するシムコイル
   の各々に供給するステップと から成ることを特徴とする磁気共鳴スペクトロスコピッ
   クイメージング方法。 ５、磁気共鳴スペクトロスコピックイメージングに利用
   され、 複数個の対から成る共振型ヘルムホルツコイルと、これ
   らコイルの各対を互いに容量性結合させ、更に、 複数の位置調整可能な装荷および結合ループとを具え、
   これらループの１つを前記ヘルムホルツ対の各々に誘導
   的に結合させると共に、それぞれ組合わされた個別のＲ
   Ｆ伝送ラインに供給して結合させたことを特徴とする多
   重同調型ＲＦコイル。 ６、更に周波数マルチプレクサを具え、このマルチプレ
   クサは複数のバンドパス／バンドストップフィルタから
   なり、これらフィルタの各々をその一端において、前記
   伝送ラインの対応する１つに接続すると共に、他端にお
   いてこれらフィルタを一緒に共通のＲＦ入力／出力ポー
   トに接続したことを特徴とする請求項５記載のＲＦコイ
   ル。 ７、磁気共鳴イメージングシステムにおいて複数のシム
   コイルの電流を調整するに当り、（ａ）シムコイルＳ＿
   １、・・・、Ｓ＿ｎ中の第１の電流の組合せがＩ＿１、
   ・・・、Ｉ＿ｎの状態で撮影領域内の静磁場Ｂの分布を
   磁気共鳴スペクトロスコピィによってマッピングし、こ
   の磁気共鳴スペクトロスコピィによって、予じめ決めら
   れたＮＭＲ核種の周波数をこのイメージボリューム内の
   位置列においてマッピングするようにし、 （ｂ）個々のシムコイルによって発生されるＢ磁場分布
   の増分の校正マトリックスと測定した現存の静磁場分布
   とを用いて、 シムコイル電流の第２の組合せＡＩ＿１、 ・・・、ＡＩ＿ｎを演算して、前記Ｂ磁場分布における
   偏差を最小値にするようにし、 更に、 （ｃ）前記調整されたシムコイル電流ＡＩ＿１、・・・
   、ＡＩ＿ｎをそれぞれ対応のシムコイルＳ＿１、・・・
   、Ｓ＿ｎに供給するステップから成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シムコイル電流
   調整方法。 ８、前記供給ステップ（ｃ）の次に、更に、（ｄ）前記
   マッピングステップを実行し、 （ｅ）前記静磁場分布の最終的な均一性と偏差の予じめ
   決められた許容最大値とを比較し、 （ｆ）前記予じめ決められた最大値を超過した場合に、
   前記ステップ（ｂ）および（ｃ）を繰返すステップを設
   けたことを特徴とする請求項７記載の磁気共鳴イメージ
   ングシステムにおけるシムコイル電流調整方法。 ９、前記予じめ決められた最大値が０．２ｐｐｍまたは
   それ以下に相当したことを特徴とする請求項８記載の磁
   気共鳴イメージングシステムにおけるシムコイル電流調
   整方法。 １０、前記ステップ（ａ）の前に、少なくとも１つの磁
   気共鳴イメージを作成して前記イメージングボリューム
   を規定し、このボリュームに対して前記静磁場分布を均
   一性のためにシム調整するようにしたことを特徴とする
   請求項７記載の磁気共鳴イメージングシステムにおける
   シムコイル電流調整方法。 １１、生きている患者を前記イメージングボリューム内
   に少なくとも部分的に配置して前記方法を実行したこと
   を特徴とする請求項７記載の磁気共鳴イメージングシス
   テムにおけるシムコイル電流調整方法。 １２、更に、 その後に、前記患者を前記イメージングボリュームから
   移動させることなく、追加のＮＭＲ核種に関する磁気共
   鳴スペクトロコピックイメージング（ＭＲＳＩ）データ
   を収集するステップを設けたことを特徴とする請求項１
   １記載の磁気共鳴イメージングシステムにおけるシムコ
   イル電流調整方法。 １３、前記イメージングボリュームに配置された一組の
   多重同調型ＲＦコイルを利用して、この中で用いられる
   すべての磁気共鳴データを得るようにしたことを特徴と
   する請求項１２記載の磁気共鳴イメージングシステムに
   おけるシムコイル電流調整方法。 １４、前記予じめ決められたＮＭＲ核種に水素核種を包
   含させたことを特徴とする請求項７記載の磁気共鳴イメ
   ージングシステムにおけるシムコイル電流調整方法。 １５、前記磁気共鳴データのすべてを、ＦＩＤＮＭＲ信
   号からではなく、ＮＭＲスピンエコーから得るようにし
   たことを特徴とする請求項７記載の磁気共鳴イメージン
   グシステムにおけるシムコイル電流調整方法。 １６、 （ｉ）前記シムコイルの各々を流れる電流を個々に変化
   させ、 （ｉｉ）単位電流当りの静磁場の増分の分布を測定する
   と共に記録することによって、 前記校正マトリックスを発生させるようにしたことを特
   徴とする請求項７記載の磁気共鳴イメージングシステム
   におけるシムコイル電流調整方法。 １７、前記ステップ（ｂ）を、 仮想的に均一な静磁場分布を有する現存しない擬似シム
   コイルを想定すると共に、対応する擬似電流Ｉ＿Ｐを演
   算することによって実際の静磁場中に均一なオフセット
   を生ずるが、効果的に改善された均一性を得るようにし
   たことを特徴とする請求項７記載の磁気共鳴イメージン
   グシステムにおけるシムコイル電流調整方法。 １８、シムコイルＳ＿１、・・・、Ｓ＿ｎを有し、イメ
   ージボリューム内の見掛け上の静磁場Ｂｏの均一性を調
   整するに当り、 前記イメージボリューム内の対応する位置における実際
   の静磁場Ｂｏ強度を表わす磁気共鳴スペクトロスコピッ
   クイメージングデータのマップアレイを発生させる第１
   手段と、 このスペクトロスコピックイメージングデータを利用し
   て、シム補正電流Ｉ＿１、・・・Ｉ＿ｎを計算してから
   前記シムコイルＳ＿１、・・・Ｓ＿ｎに供給することに
   より、前記イメージボリューム内に実質的により均一な
   Ｂｏ強度を確立する第２手段とを具えたことを特徴とす
   る磁気共鳴スペクトロスコピックイメージング（ＭＲＳ
   Ｉ）システム。 １９、前記第１手段によってＭＲＳＩシーケンス中にＮ
   ＭＲスピンエコーを発生させこれには、傾斜磁場パルス
   による２次元の位相エンコーディングがさなれており、
   ３次元のフーリエ変換により対応する位置における水素
   核種のＮＭＲ周波数を表わすスペクトロスコピックデー
   タを発生させることを特徴とする請求項１８記載の磁気
   共鳴スペクトロスピコックイメージング（ＭＲＳＩ）シ
   ステム。 ２０、前記第２手段によって擬似シムコイルＳ＿ｎ＿＋
   ＿１に対しても擬似電流値Ｉ＿ｎ＿＋＿１を計算し、こ
   の電流値は、均一なオフセットを前記イメージボリュー
   ム内の磁場Ｂｏに印加できる能力を有するものと仮定し
   、これによって、このイメージボリューム内で更に均一
   な実際の磁場Ｂｏをつくる実際のシム電流Ｉ＿１、・・
   ・Ｉ＿ｎを発生させることを特徴とする請求項１８記載
   の磁気共鳴スペクトロスコピックイメージング（ＭＲＳ
   Ｉ）システム。 ２１、更に、 前記複数のシムコイルの各々に対し、前記イメージボリ
   ューム内の対応する位置における単位電流当りの磁場Ｂ
   ｏの差分を表わす磁気共鳴スペクトロスコピックイメー
   ジングデータの校正マップを発生させる手段を設け、 前記第２手段によって、この校正マップを利用して、前
   記シム補正電流を最適フィッティングアルゴリズムを駆
   使して発生させたことを特徴とする請求項１８記載の磁
   気共鳴スペクトロスコピックイメージング（ＭＲＳＩ）
   システム。 ２２、前記最適フィッティングアルゴリズムは、前記補
   正電流Ｉ＿１、・・・、Ｉ＿ｎと前記校正マップとを利
   用して、均一な空間分布に対するＢｏ＋シムコイル磁場
   の最小二乗法より成ることを特徴とする請求項２１記載
   の磁気共鳴スペクトロスコピックイメージング（ＭＲＳ
   Ｉ）システム。 ２３、前記校正マップを発生させる手段に、前記イメー
   ジボリューム内に配置され、磁場Ｂｏの方向に実質的に
   延在したファントムを設けたことを特徴とする請求項２
   １記載の磁気共鳴スペクトロスコピックイメージング（
   ＭＲＳＩ）システム。 ２４、前記第１手段に前記各位置に対するスペクトロス
   コピックデータを発生させ、このデータには、周波数領
   域のＮＭＲデータ、自動ピーク取出しプログラムとが包
   含され、このピーク取出しプログラムによって予じめ決
   められたＮＭＲ核種レスポンスピーク周波数を、対応す
   る位置における磁場Ｂｏの強度を表わすスペクトルデー
   タとして選択することを特徴とする請求項１８記載の磁
   気共鳴スペクトロスコピックイメージング（ＭＲＳＩ）
   システム。 ２５、前記スペクトロスコピックイメージングデータを
   発生させるＮＭＲ信号の読出し期間中、前記第１手段は
   、周波数エンコード用傾斜磁場を印加することなく多次
   元位相エンコードおよび多次元フーリエ変換を利用した
   ことを特徴とする請求項１８記載の磁気共鳴スペクトロ
   スコピックイメージング（ＭＲＳＩ）システム。 ２８、前記第１手段によってＮＭＲスピンエコー信号を
   導出すると共に、前記スペクトルデータをこれから発生
   させたことを特徴とする請求項１８記載の磁気共鳴スペ
   クトロスコピックイメージング（ＭＲＳＩ）システム。 ２７、前記第１手段に、多量同調型ＲＦコイル構造を設
   け、これは、互いに容量結合された複数対の共振型ヘル
   ムホルツコイルから成りこれら個々のヘルムホルツコイ
   ルがそれぞれ対応するＮＭＲ核種で共振するように同調
   されたことを特徴とする請求項１８記載の磁気共鳴スペ
   クトロスコピックイメージング（ＭＲＳＩ）システム。 ２８、前記第１手段に、 周波数マルチプレクサを設け、このマルチプレクサは、
   前記共振コイル対からの複数の周波数の共振ＮＭＲ信号
   を共通入力／出力ポートに組合せるように接続した複数
   のバンドパス／バンドストップフィルタから成り、これ
   ら共振コイル対の各々を他のコイル対より分離し、更に
   、 前記共通入力／出力ポートをＲＦ信号送信／受信回路に
   接続する周波数選択送信／受信スイッチ手段とを設けた
   ことを特徴とする請求項２７記載の磁気共鳴スペクトロ
   スコピックイメージング（ＭＲＳＩ）システム。 ２９、前記送信／受信スイッチ手段に、複数のＮＭＲ核
   種から発生するＲＦ信号に対して１／４波長の奇数倍に
   ほぼ等しい長さのＲＦ伝送ラインを設けたことを特徴と
   する請求項２８記載の磁気共鳴スペクトロスコピックイ
   メージング（ＭＲＳＩ）システム。 ３０、更に、 予じめ決められたのＮＭＲ核種からの位相および周波数
   エンコード処理されたＮＭＲ信号を利用して位置決め画
   像を発生させる手段を設け、これによって、更に均一な
   磁場Ｂｏとなるように補正されたイメージボリュームを
   規定することを特徴とする請求項１８記載の磁気共鳴ス
   ペクトロスコピックイメージング（ＭＲＳＩ）システム
   。 ３１、複数の周波数ｆ１とｆ２で共振するように同調す
   ると共に、これら周波数でＲＦ信号を撮像すべき物体へ
   ／から送受信されるように調整したＲＦコイルと； （ａ）前記コイルに前記複数の周波数でＲＦ信号を送信
   すると共に、 （ｂ）このＲＦコイルから前記複数の周波数でＲＦ信号
   を受信するように結合されたＲＦ信号送信／受信回路と
   ； 予じめ決められたイメージボリュームに対して静磁場Ｂ
   ｏを発生させる主磁石と；この静磁場Ｂｏの均一性を、
   補正シム電流ＡＩ＿１、・・・、ＡＩ＿ｎを対応するシ
   ムコイルＳ＿１、・・・、Ｓ＿ｎ中に流すことによって
   制御可能な複数個の補正用磁石シムコイルＳ＿１、・・
   ・、Ｓ＿ｎと； 前記磁場Ｂｏ中にそれぞれ傾斜磁場を制御可能に発生さ
   せる傾斜磁場コイルＧ＿ｘ、Ｇ＿ｙ、Ｇ＿ｚと；ＲＦ信
   号の送信および受信のシーケンスを傾斜磁場パルスと協
   動して制御してＭＲＳＩデータを発生させるように接続
   したコントロール手段とを具え、このコントロール手段
   には、補正制御手段を設け、この補正制御手段によって
   ； １）前記イメージボリューム内の実際の磁場Ｂｏの強度
   を表わすスペクトロスコピックイメージングデータのマ
   ップを発生させ； ２）この磁場Ｂｏの強度を更に均一にするための前記ス
   ペクトロスコピックイメージングデータに基いて補正電
   流値ＡＩ＿１・・・ＡＩ＿ｎを計算し； ３）これら補正電流値を調整して、前記ＭＲＳＩデータ
   を発生させる前よりも、磁場Ｂｏの強度を、実質的に更
   に均一にしたことを特徴とする磁気共鳴スペクトロスコ
   ピックイメージング（ＭＲＳＩ）システム。 ３２、更に、ＲＦ送信器／受信器分離回路を設け、この
   分離回路には； 前記ＲＦ送信器／受信器回路間に接続され、複数のＮＭ
   Ｒ核種の１／４波長の奇数倍にほぼ等しい有効長を有す
   るＲＦ伝送ラインと、 前記受信回路の最も近傍のこの伝送ラインの端部を選択
   的に短絡するＰＩＮシャント（分流）ダイオードおよび
   これと組合わされたバイアス回路とが設けられたことを
   特徴とする請求項３１記載の磁気共鳴スペクトロスコピ
   ックイメージング（ＭＲＳＩ）システム。 ３３、前記伝送ラインと前記受信器回路との間に直列接
   続され、受信したすべてのＮＭＲ周波数における０．２
   波長より短かい有効長を有する第２のＲＦ伝送ラインと
   、 前記受信器に最も近接した前記伝送ラインの端部を選択
   的に短絡する第２のＰＩＮシャントダイオードとを更に
   設けたことを特徴とする請求項３２記載の磁気共鳴スペ
   クトロスコピックイメージング（ＭＲＳＩ）システム。 ３４、ＭＲＩ／ＭＲＳＩシステムにおける複数個のシム
   コイルの電流を調整するに当り、（ａ）現存の磁場分布
   をマッピングする手段と； （ｂ）磁場分布の均一性を改善するために実際のシムコ
   イル用の一組の補正電流値を演算する手段と、実際には
   存在しないが均一な磁場を作る仮想的な擬似シムコイル
   をもこの演算に利用することによって静磁場のオフセッ
   ト調整をこの演算に包含させ得るようにし、更に、 （ｃ）前記演算した電流を実際のシムコイルに供給する
   手段とを具えたことを特徴と するＭＲＩ／ＭＲＳＩ装置。 ３５、ＭＲＩ／ＭＲＳシステムにおける複数個のシムコ
   イルの電流を調整するに当り、 （ａ）患者のＭＲ画像を収集する手段と； （ｂ）所望のＭＲＳＩ領域をその内で規定する手段と；
   更に、 （ｃ）現存する磁場分布をマッピングすると共に、補正
   シムコイル電流を演算して供給することによって、前記
   規定されたＭＲＳＩイメージボリューム内の静磁場を自
   動的に補正する手段とを具え、これによって静磁場の均
   一性を改善したことを特徴とするＭＲＩ／ＭＲＳＩ装置
   。 ３８、ＭＲＳＩシステムの静磁場の均一性を自動的に補
   正するに当り、 （ａ）ＮＭＲスピンエコー信号を収集すると共に利用し
   て画像領域内の複数のボクセルからＮＭＲスペクトルを
   生成すると共に、この領域内の現存する磁場偏差を、 予じめ決められたＮＭＲ核種のスペクトルピークの周波
   数としてマッピングし、 更にこれを利用して前記偏差を自動的に小さくする手段
   と； （ｂ）その後で、ＮＭＲＦＩＤまたはスピンエコー信号
   を収集すると共に利用して前記画像領域からの他のＮＭ
   Ｒ核種のＭＲＳＩプロットを生成する手段とを具えたこ
   とを特徴とする静磁場自動補正装置。 ３７、ＭＲＳＩシステムにおける静磁場の均一性を自動
   的に補正するに当り、 （ａ）単位電流当りの磁場変化の分布をマッピングして
   、予じめ決められたボクセルにおける複数個のシムコイ
   ルの各々に関する校正値マトリックスを生成する手段と
   ； （ｂ）これらボクセル中の数個のみに対応する現存する
   静磁場中の偏差をマッピングすると共に記録する手段と
   ； （ｃ）これら記録した偏差および前記ボクセルの数個の
   みに対応する前記校正値マトリックスの部分集合を利用
   して、前記偏差の大きさを小さくするために必要な補正
   シムコイル電流値を演算する手段と； 更に （ｄ）前記補正シムコイル電流をそれぞれ対応するシム
   コイルに供給する手段とを具えたことを特徴とする静磁
   場自動補正装置。 ３８、磁気共鳴イメージングシステムにおける複数個の
   シムコイルの電流を調整するに当り、 （ａ）磁気共鳴スペクトロスコピーによって、シムコイ
   ルＳ＿１、・・・、Ｓ＿ｎの第１の電流Ｉ＿１、・・・
   、Ｉ＿ｎの組合せを用いて静磁場Ｂの分布をマッピング
   する手段と、このスペクトロスコピーによって画像領域
   内の位置列における予じめ決められたＮＭＲ核種の周波
   数をマッピングし； （ｂ）個々のシムコイルによって生成する静磁場分布の
   校正マトリックスおよび測定された現存する静磁場分布
   を利用することによって、補正シムコイル電流ＡＩ＿１
   、・・・、ＡＩ＿ｎの組合せを演算する手段と、これに
   よってこのＢ磁場分布中の偏差を最小値化し、更に、 （ｃ）前記補正シムコイル電流値ＡＩ＿１、・・・、Ａ
   Ｉ＿ｎをそれぞれ対応するシムコイルＳ＿１、・・・、
   Ｓ＿ｎに供給する手段とを具えたことを特徴とするシム
   コイル補正電流調整装置。 ３９、 （ｄ）前記マッピングステップを再度実行する手段と； （ｅ）前記静磁場分布の最終的な均一性と予じめ決めら
   れた偏差の最大許容値とを比較する手段と； （ｆ）この最大許容値を超過した場合には、前記ステッ
   プ（ｂ）と（ｃ）とを繰返えす手段とを、更に設けたこ
   とを特徴とする請求項３８記載のシムコイル補正電流調
   整装置。 ４０、少なくとも１個の磁気共鳴イメージを生成する手
   段を更に設けて、前記静磁場分布の均一性を補正すべき
   撮影領域を規定したことを特徴とする請求項３８記載の
   シムコイル補正電流調整装置。 ４１、前記補正電流を調整した後に、前記患者を前記撮
   影領域から移動せずに、他のＮＭＲ核種に関する磁気共
   鳴スペクトロスコピックイメージング（ＭＲＳＩ）デー
   タを収集する手段を更に設けたことを特徴とする請求項
   ３８記載のシムコイル補正電流調整装置。 ４２、前記マッピング手段に、前記撮影領域に結合され
   た多重同調された一組のＲＦコイルを設けたことを特徴
   とする請求項４１記載のシムコイル補正電流調整装置。 ４３、前記演算手段に、均一なオフセット磁場を生成す
   る仮想的な擬似シムコイルＳｐを包含すると共に、対応
   する擬似電流Ｉｐを演算する手段を設け、実際の静磁場
   中に均一なオフセットが生ずるが、結果的に均一性を改
   善することを特徴とする請求項３８記載のシムコイル補
   正電流調整装置。