JP2865744B2 - Magnetic resonance device and static magnetic field automatic correction device - Google Patents

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
（CSI）としても知られている破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、MRI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。Description: FIELD OF THE INVENTION The present invention relates to magnetic resonance imaging utilizing nuclear magnetic resonance (NMR) phenomena and anaerobic resonance spectroscopic imaging also known as chemical shift imaging (CSI). (MRSI). In particular, the present invention relates to an automatic static magnetic field homogeneity correction (correction by a shim coil) technology effective for MRI and MRSI, and to a method of multi-tuning RF coil configuration and other methods particularly effective for MRSI
It concerns the device.

（従来の技術） 現在、磁気共鳴イメージング（MRI）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MRSI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。M
RI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。(Prior Art) At present, magnetic resonance imaging (MRI) is widely used. On the other hand, although magnetic resonance spectroscopic imaging (MRSI) is expected to have more effective improvements, most are still in the experimental research and development prototype stage. One difficulty with the commercialized MRSI, in part, is the fact that nuclides other than hydrogen give relatively small NMR signals from living organisms. M
While RI itself is a complex method that requires precise control of many physical parameters (eg, magnetic field distribution and high-frequency spatial distribution), MRSI requires these methods and higher accuracy. is there.

例えば、現在実用化されている代表的なMRIでは、約3
0ppm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、MRI
ですら改良する応用例が見い出される可能性がある）。For example, in a typical MRI currently in practical use, about 3
Static magnetic field uniformity of about 0 ppm can easily be tolerated. In fact, MR
Commercially available superconducting magnets used for imaging include 12
Although a set of shim coils (coils for correcting non-uniformity) are generally provided, MRI of a relatively large imaging area
It may not even be necessary to use these shim coils (however, with the automatic correction technique of the present invention, MRI
Even improved applications may be found.)

しかし乍ら、MRSIに関しては、満足できる結果を得る
には静磁場の均ー性を、か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の撮
影領域において、静磁場Boの最大偏差は0.2ppmを超えな
いことが必要である（さらに、約0.1ppm程度であること
望ましい）。However, for MRSI, to achieve satisfactory results, the uniformity of the static magnetic field must be maintained at fairly tight tolerances. For example, in the case of a human head, it is necessary that the maximum deviation of the static magnetic field Bo does not exceed 0.2 ppm in one imaging region (furthermore, it is desirably about 0.1 ppm).

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、NM
R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。或る
患者から次の患者への透磁率（magnetic Susceptibi1it
y）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、或る種の補正手段
が、MRSI法を実行する前のセットアップ時間の一部とし
て必要である。In MRSI, the spatial resolution is determined only by local uniformity for a given voxel, but the achievable S / N is determined by a wide range of uniformity in the entire imaging region. In the past, even if one attempted to achieve a uniformity of 1.0 ppm by using manual adjustment, NM
Even scientists with R experience typically required as much as 0.5-1.5 hours to achieve this level of uniformity. Permeability from one patient to the next (magnetic Susceptibi1it
Some correction measures are needed as part of the set-up time before performing the MRSI method, because the difference in y) causes an unacceptable change in the static magnetic field uniformity in the imaging area. .

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。Since the subsequent MRSI method easily requires about 30 minutes, manual trial-and-error adjustment to achieve shim (correction) current adjustment is difficult in terms of patient tolerance and daily From the viewpoint of throughput economy, an unacceptably long inspection time is required. Furthermore, in order for MRSI to be widely accepted, it must be simplified and more reliable to ensure that even low-level engineers, rather than high-level NMR technicians, can perform it. .

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てある（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、不均ー成分を現存の
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。ー般に、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。Generally, as a structure of a magnet system commercially available in this field, a plurality of (although 12 are typical) so-called "shim" coils are known, and these shim coils are those of a main magnetic field generating magnet. (These coils are present in any case of superconducting, normal conducting or permanent magnets). Each of these shim coils has a non-uniform spatial distribution of the magnetic field component (generally, only the component in the Z-axis direction is a problem). Thus, by adjusting the current in a given shim coil, an uneven component can be added to the existing magnetic field. If the added non-uniform correction components can be appropriately selected, the unavoidable static magnetic field non-uniformity generated by the main magnetic field generating magnet can be largely canceled by these components. Generally, the degree of freedom is large (eg, 12) and the coil fields are not perfectly orthogonal to each other (adjustment of one coil to improve inhomogeneity in certain areas may result in compensation that was initially achieved. The need for readjustment of the other shim coil currents is necessary to maintain), and the manual iterative process involved in "shimming" is extremely disappointing,
It is time consuming for itself.

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。Such problems have been recognized in the prior art, and several solutions have been proposed. In the opinion of the Applicant, of these proposals now known, those particularly relevant to the Applicant's invention are described below.

Prammer et al “ANew Approach to Automatic Shimm
ing,"J.Mag.Res.Vo1.77,pp40−52（1988）． U.S.patent No,4,680,551 O'Donnell et al（198
7）． このPrammer等におけるコメントに基くと（このPramm
erの方が、O'Donnell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。Prammer et al “A New Approach to Automatic Shimm
ing, "J. Mag. Res. Vo1.77, pp40-52 (1988). US Patent No. 4,680,551 O'Donnell et al (198
7). Based on the comments in this Prammer etc. (this Prammer
er is believed to be more relevant than O'Donnell et al.), and references 3 and 5 described in this reference.
-7 is also believed to be relevant to the present invention.

O.Donnell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
実際の測定値を利用して、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測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。O'Donnell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'Donnell等の特許はむしろ、従来のM
RI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。According to U.S. Patent No. O.Donnell et al., A movable probe is installed on the outer surface of a virtual sphere surrounding an imaging region to directly measure the actual magnetic field strength. Utilizing actual measurements outside the imaging area to estimate the magnetic field strength within this imaging area and using a weighted mean square algorithm to minimize static magnetic field inhomogeneities The shim coil current is determined. It should be noted that the actual measurement of these fields is performed in the absence of all shimming fields. According to the patented technique of O'Donnell et al., It is clear that it is not suitable to actually place and use the patient, and further, only the uniformity corrected to about ± 50 ppm has been reported. A degree correction is obviously inappropriate for MRSI. The O'Donnell et al.
It appears to be useful for one-time calibration of shim coil currents at the factory at RI.

一方、Prammer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、測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ッピングすることが
可能となる。このことを考慮して、従って、Prammer等
によれば、適当な演算アルゴリズム（チェブィシェフ最
小二乗法理論）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Prammer等による磁場
マッピング法では、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。On the other hand, the Prammer et al. Document particularly relates to automatic correction for improving chemical shift imaging. According to this document, a method of quickly performing phase measurement at each voxel to be corrected using a modified Fourier imaging technique. In practice, the phase difference between each spin echo having a small delay time difference is measured. During this measurement, a time delay phase shift proportional to the static magnetic field is accumulated. Therefore, the measured phase difference is a function of the actual magnetic field, which makes it possible to map the inhomogeneity of the magnetic field. In view of this, therefore, according to Prammer et al., By obtaining a necessary differential magnetic field distribution for each shim coil in advance by using an appropriate arithmetic algorithm (Chebyshev least squares theory), the final of the imaging region is obtained. Calculate the shim coil current to reduce or minimize the effective combined static magnetic field deviation. The magnetic field mapping method by Prammer et al. Requires a read gradient magnetic field that is considerably stronger than the maximum magnetic field gradient of the uncorrected magnetic field.

比較的簡単に、且つ迅速に収集した位相データセット
を用いて磁場マッピングを用なう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（Prammer等の報告によれば、約１分／面であ
る）、これらPrammer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。Prammer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、Prammer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。According to a technique such as Prammer which uses a magnetic field mapping by using a phase data set acquired relatively easily and quickly, theoretically necessary information can be obtained in a considerably short time (Prammer et al. (Reported to be about 1 minute / plane), these Prammer et al. Results in essentially indistinguishable magnetic field excursions from chemical shift frequency changes caused by different nuclides. For example, NMR signals from human body tissue generally include water and fat as major components. Prammer et al. State, in particular, that "where precautions must be taken when separating data points, where lipid peaks are more dominant than water peaks," they say. No suggestion is made as to how to achieve this. Furthermore, Prammer et al. Report only data on phantoms having a uniform density and distribution of NMR nuclei.

ケミカルシフトイメージングを用いて静磁場の不均一
性をマッピングすることはすでに以前より知られている
こと（MaudS1ey特許）がPrammer等によって特に認識さ
れているが、Prammerらは特にこのケミカルシフトイメ
ージによるマッピングを、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。It has been specifically recognized by Prammer and others that mapping static magnetic field inhomogeneities using chemical shift imaging has been known for a long time (MaudS1ey patent). To avoid using it for auto shimming purposes. It is inefficient to collect spectra at each spatial point to obtain a single scalar value (local magnetic field strength), and this method is inherently slow.

（本発明の要旨） しかし乍ら、上述したPrammer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
の不均一性をマッピングし、これとあらかじめ収集して
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。(Summary of the Invention) However, contrary to the above-mentioned Prammer et al., The present applicant has newly found a practical automatic correction method and apparatus. This automatic corrector uses chemical shift imaging of hydrogen nuclei (ie, protons) to map the inhomogeneity of the static magnetic field, and synthesizes it using a previously collected shim coil calibration matrix. The correction shim coil current is obtained so as to reduce or minimize the inhomogeneity of the static magnetic field.

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）。Also, according to Applicants, in general, for each voxel to be corrected, there is a fairly strong NMR signal response that is frequency shifted with respect to water and / or shifted due to non-uniform structural regions. It has been found that an NMR frequency spectrum data set is available (this heterogeneous region corresponds to the sinus region of the human body, where the frequency spectrum peaks are very broad or evenly divided).

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S₁
… …S_nには近似的に第一の電流値の組合せI₁…I_nを流
した状態で）をマッ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ッピングするた
めには磁気共鳴スペクトロスコピーが利用できる。According to embodiments of the present invention, an automatic "peak extraction" algorithm (possible operator intervention if selection is difficult) can accurately recognize the peak frequency of water in a given voxel, or simply It is possible not to include that particular voxel as a grid point in the correction algorithm. Further, according to the embodiment of the present invention, the distribution of the static magnetic field Bo in the imaging region (the shim coil S ₁
... ... The S _n can be mapped) under a stream of combined I ₁ ... I _n of the first current value approximately. As described above, magnetic resonance spectroscopy can be used to accurately map predetermined nucleus frequencies in an array of voxel locations in the imaging region.

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ＡI₁，…,AI_n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。Next, a Bo magnetic field distribution of existing measured by a technique spectroscopy, combinations AI ₁ shim coil current by using a calibration matrix of Bz magnetic field generated by the individual shim coils, ..., the AI _n, in the region of The calculation is performed so that the deviation of the static magnetic field is minimized.

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。This shim coil current combination is supplied to the corresponding shim coil so that the entire process is repeated if sufficient uniformity is not achieved.

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。In order for the region of interest to be properly corrected, according to the applicant, at least one magnetic resonance "positioning image" is acquired. This image is collected prior to the shimming process, and the operator defines a desired imaging region in which the Bo magnetic field distribution is corrected to be uniform.

撮影される患者組織の透磁率の不均一性自体によって
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信号を被験体に送信し、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。According to the applicant, the patient's living body must be present in the imaging region, because the non-uniformity of the magnetic permeability of the patient tissue to be imaged itself causes some inhomogeneity of the static magnetic field, which must be corrected. However, it is preferable to perform shimming while keeping the patient's body in a relatively fixed location throughout shimming and subsequent MRSI data acquisition. In performing this process, shimming itself uses only a single nuclide NMR signal (preferably abundant hydrogen nuclei in vivo), but moves the physical configuration of the system (including the patient). RF signals of different nuclides to the subject without
A multi-tuned RF coil is used so that NMR signals can be received.

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）。According to the applicant, it is desirable to use a spin echo NMR signal for shimming. The reason for this is that spin echo essentially eliminates phase distortion due to background magnetic field inhomogeneities during phase encoding. Since the magnetic field uniformity before shimming must be considered rather poor, this phase distortion can cause undesirable errors in the final shimming results. (The whole purpose of this shimming is nothing but to make fairly poor magnetic field uniformity quite good).

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¹³C
または³¹P）のNMRスペクトルの実際の測定には、NMR FI
D RF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（後にわかる様に）スピンエコー信号を用いたMR
SIが適している場合もある（例えば、¹³Cまたは水を抑
制した¹H MRSI）。Therefore, according to the present applicant, the spin echo NMR data is used in the shimming process. The reason is that the spin echo data is hardly affected by the inhomogeneity of the static magnetic field. On the other hand, other nuclides (eg, ¹³ C
Or ³¹ P) for the actual measurement of the NMR spectrum
Utilize D RF signals (because these nuclides have a low abundance ratio between living bodies and FID signals with good S / N ratios are better).
However (as will be seen later) MR using spin echo signals
SI may be appropriate (eg, ¹³ C or ¹ H MRSI with water suppression).

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。A calibration matrix can be created by individually varying the current through each shim coil and measuring and recording the spatial distribution of Bz magnetic field changes per unit change of a given shim coil current.

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、最小二乗法の計算において、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。Further, according to the present applicant, in the process of shimming, assuming a virtual shim coil that generates a spatially uniform offset magnetic field per unit current, and calculating the current value flowing through this coil, It has been found that good uniformity can be obtained. Although such shim coils and currents do not actually exist, they can encompass a uniform offset Bz field in the least squares calculation. Since the homogeneity of the final Bo field is of the utmost importance (the actual value of this field is of little importance), this technique provides useful features.

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、異なったNMR核種（例えば、³¹Pおよび¹H）
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。According to one embodiment of the present invention, the RF probe comprises two pairs of RF Helmholtz coils. Each coil pair is orthogonal to each other and has a different NMR nuclide (eg, ³¹ P and ¹ H)
Are tuned so as to resonate at the frequency corresponding to each of. One of each coil pair is capacitively coupled to the other coil, and each pair is inductively coupled to a closely located input / output loop by an RF magnetic field. Each independently tuned Helmholtz coil pair is then coupled (via its own input / output loop) to a common transmit / receive input / output port via a passive frequency multiplexer of one embodiment. The fast-response transmit / receive switch provides 1 / at all reference frequencies of interest.
It works by properly selecting the transmission line to be short-circuited by a PIN diode having an effective length of an odd multiple of four wavelengths.

（実施例） 以下、図面を参照し乍ら本発明を詳述する。Hereinafter, the present invention will be described in detail with reference to the drawings.

本発明で利用された新規な信号処理は、現存のMRIお
よび／またほ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。The novel signal processing utilized in the present invention can be accomplished, at least in part, by appropriately modifying existing MRI and / or MRSI control computer programs. As an example of such a typical device, the block diagram of FIG.
1 illustrates a general architecture of an MRSI system. Except for the shim coil drive configuration and the multi-tuned RF coil and feed structure (all of which are described in detail below), the remaining configuration of the system of FIG. 1 is to properly reprogram the existing system. It can be realized by: As can be appreciated from these prior arts, once such a novel control computer program is physically installed and executed, these computer programs can be implemented in a particular physical system in combination with the system specific operating functions. Will correspond to the strategic configuration.

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。一組の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NMR RF
信号を生体10中に送信すると共に、NMR信号をこの生体1
0から受信する。First, a human or animal (or other object) 10 is inserted along the Z-axis of the static magnetic field magnet 12, and this magnet
12 generates a uniform magnetic field Bo along the Z-axis in an imaging volume 14 surrounding a part of the object to be imaged. A set of x, y, z gradient magnetic field amplifiers and coils 16 generates a magnetic field in the Z-axis direction inclined along the X, Y, and Z axes. Multi-tuned RF coil 12, transmit / receive switch
20, NMR transmission circuit 22, and RF reception circuit 24 through NMR RF
The signal is transmitted into the living body 10 and the NMR signal is
Receive from 0.

一般に、従来のマグネット12は、複数のシムコイル18
（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，…，I_n1を流すことによってイメージ
ングボリューム14内の静破場Bo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26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。In general, a conventional magnet 12 has a plurality of shim coils 18
(E.g. 12 coils) are realized by a suitable correction current I ₁ to the coils, ..., to improve the uniformity of the static Yabujo Bo in the imaging volume 14 by flowing I _n1. Each of these correction currents can be controlled by a manual input 26, and these inputs are added by an adder 28 to the output of the D / A converter 30 for each shim coil.

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NMR RF信号を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4
0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。All of the components described above may be controlled, for example, by a control computer 32, which typically communicates via a bus 34 with a data acquisition / display computer 36. The latter computer 36 also receives the NMR RF signal via the A / D converter 38. Normal CRT display / keyboard unit 4
0 is combined with this data collection / display computer system 36.

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、NMR RFパルスの所望シーケンスを発生させ、所望の
NMR RF信号を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,RO
M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MRI/MRSI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。Further, as is apparent from the conventional example, by utilizing such a configuration, a desired pulse sequence of gradient magnetic field pulses is generated according to a computer program, a desired sequence of NMR RF pulses is generated, and a desired sequence is generated.
NMR RF signals can be measured. As shown in FIG. 1, the MRI / MRSI system of the present invention
M and / or other suitable stored program media (as described below) are provided to generate a phase-encoded spin echo and / or FID signal during each of a plurality of measurement cycles and to provide a result. The MRI / MRSI data obtained as is processed to finally obtain a high-resolution image. Further, in one embodiment of the present invention, such a program allows an actual MRI / MRSI
Automatic correction of the magnetic field Bo is also performed before executing the imaging method.

代表的なMRSIシステムの包括的目標は、例えば、人体
内での³¹P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NMR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。A comprehensive goal of a typical MRSI system is, for example, the collection of ³¹ P spectroscopic data in the human body. This means that a plot of the NMR signal intensity of phosphorus versus NMR frequency can be obtained from each voxel (ie, volumetric pixel) with well-defined anatomical location information. The plot of such accumulated data is
It can be displayed for each of the predetermined voxels as shown in FIG.
Alternatively, plots can be appropriately separated and converted to gray or color scale and displayed in a raster scan format on a CRT screen as a visual image of the spatial distribution or concentration of a given NMR nuclide within a defined cross section of the human body. You can also.

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。For example, as is clear from the plot as shown in FIG. 11, it is possible to predict the concentration of various phosphorus including metabolites of medical interest (ATP, creatine phosphate, etc.). In FIG. 11, the triangles are actual data points, while the solid lines are the results of curve fitting. In the spectra shown, peaks corresponding to several compounds can be clearly seen as shown.

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“Chemica1 Shift Imaging（ケミカルシ
フトイメージング）”ならびにMauds1ey等による“Four
Dimensional NMR（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MRSI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MRSI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。There are various methods for the general MRSI technique used to obtain these plots, or spectra, (such technique is also known as chemical shift imaging). . According to one embodiment, “Chemica1 Shift Imaging” originally proposed by Brown et al. And “Four Four” by Mauds1ey et al.
In this method, a phase encoding gradient magnetic field pulse in the X and Y directions is applied, and a two-dimensional Fourier transform is performed on the phase encoding gradient magnetic field, whereby each voxel can be used. An NMR signal in the time domain is obtained, and a frequency spectrum corresponding to each voxel as shown in Fig. 11 is obtained by performing a Fourier transform on the signal in the time domain. As is well known in various MRI and / or MRSI procedures of this type, the present invention
It is not necessary to elaborate on this, as it is primarily intended for the process prior to performing it with MRI and / or MRSI techniques.

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MRSIス
ペクトルのピークの幅はこのボクセル中のBo磁場の均一
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鈍くなる。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。The resonance frequency of a nuclide is proportional to the magnitude of the magnetic field at that location, so the width of the peak in the MRSI spectrum of a given voxel is directly related to the uniformity of the Bo field in this voxel. In general, the more uniform the magnetic field, the duller the peak of the spectrum. The need for sharp peaks is especially important at low S / N ratios,
Such conditions are expected from NMR of human body other than hydrogen.

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。According to one embodiment, the uniformity of the magnetic field is preferably about 0.2 ppm RMS (root mean square) over the entire imaging region.

上述の様な前提のもとにBo磁場の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S₁，…S_N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、Ox
ford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18に図示する。In order to cancel the inhomogeneity of the Bo magnetic field based on the above-described premise, conventional superconducting magnets are generally provided with "shim coils" (in FIG. ₁ , denoted by S1,... _SN). A set of twelve inductive coils, known as an inductive coil.
Such shim coils are commercially available, for example, Ox
There is a normal conduction shim set manufactured by ford. These shim coils are wound on an insulating cylinder along the bore of the magnet, and each coil is designed to generate a magnetic field in the Z-axis direction that changes as a spherical harmonic function. The fundamental spatial dependence contributed by each shim coil is generally used as the "name" of each shim coil. The names of typical twelve sets of coils are illustrated in box 18 of FIG.

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。静磁気学では、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Bz分布は以下のように球面調和関数Y_emに
展開する ことができる。It is very common to use spherical harmonics to represent electromagnetic field distributions. The reason is that when these functions are expressed in spherical polar coordinates, they are solutions of the angle term of the Laplace equation. In magnetostatics, each component of the magnetic field must satisfy the Laplace equation, so any Bz distribution can be expanded into the spherical harmonic _Yem as follows.

原点において特異でない解として、B_Im項のすべては
零であり、A_Im項のみを扱えばよい。この場合、Bzは、B
o＋A₁₀z＋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_Im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ｌを有するすべ
てのA_Im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（Shimming）”として知られてい
る。 As a solution that is not singular at the origin, all of the B _Im terms are zero, and only the A _Im term needs to be handled. In this case, Bz is B
o + A ₁₀ z + approximately equal to higher order terms. Changing the current of the shim coil essentially corresponds to changing the A _Im term. In order to make the component of the synthesized static magnetic field Bo in the Z direction as uniform as possible, all A _Im terms having l larger than zero are made as close to zero as possible so that only the Bo term remains. Such a process that attempts to adjust the set of shim coil currents to achieve the highest uniformity in the imaging area,
It is generally known as "Shimming".

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）。It is known that MRSI requires an extremely uniform magnetic field, so that the uniformity of the magnetic field must be adjusted for each organ to be imaged (ie, each time a patient is placed on the MRSI scanning device).

前述したように、自動シミング（補正）手法に対して
他の提案が成されているが、現在まで本件出願人の研究
所で行われていた唯一の実用的な解決法は、後で撮像さ
れるスライス面全体からのプロトンNMR信号を観察し乍
ら、シムコイル電流を制御する12個のポテンショメータ
を個々にマニュアル調整する方法であった。このような
補正手法を実行するNMR科学者が均一性を判断するため
の基準は、NMR信仰の全体の信号振幅（信号に寄与する
組織の量に関連する）および信号の減衰時定数（関心領
域全体の磁場の均一性の指標となる）であった。前述し
たように、熟練した者が、行った場合にのみ、関心領域
内の磁場偏差を最小におさえる様にシム電流の組合せを
収束させる可能性がある。更にまた、そのようなマニュ
アル手法は長時間費やすと共に、オペレータおよび被験
体象の両方に対してフラストレションを強いるものであ
ると共に、このようなマニュアル手法が完了しても、シ
ム補正された磁場が実際上、関心領域全体に亘って所望
な程度に均一であるか保証できないのである。As mentioned above, although other proposals have been made for automatic shimming (correction) techniques, the only practical solution that has been performed in applicant's laboratory to date is that the While observing proton NMR signals from the entire slice plane, each of the 12 potentiometers controlling the shim coil current was manually adjusted individually. The criteria by which NMR scientists performing such correction techniques determine uniformity are the overall signal amplitude of the NMR religion (related to the amount of tissue contributing to the signal) and the signal decay time constant (region of interest). It is an indicator of the uniformity of the entire magnetic field). As described above, a skilled person may converge the combination of shim currents so as to minimize the magnetic field deviation in the region of interest only when performed. Furthermore, such manual techniques are time consuming, force frustration on both the operator and the subject, and, even when such manual techniques are completed, shim-corrected magnetic fields are required. Cannot, in practice, be as uniform as desired over the entire region of interest.

そこで、本件出願人は、本明細書で記載および図示さ
れたように、動作可能で実用的な自動補正プロセスおよ
び装置を発明したと共に、本件出願人の研究所で実際に
デモンストレーション可能となった。一般に、このよう
なプロセスおよび装置には以下の事項が包含されてい
る。即ち、 1.必ずしも必要ではないが、できれば、標準のMRI“位
置決め画像”イメージを一組形成して、シム補正手法を
実行する実際の撮影領域を更に正確に規定するようにす
る。Thus, Applicants have invented an operable and practical automatic correction process and apparatus, as described and illustrated herein, and have been able to demonstrate in practice at Applicants' laboratory. Generally, such processes and equipment include the following. 1. Although not required, if possible, a set of standard MRI "positioned images" images should be formed to more accurately define the actual imaging area where the shim correction technique will be performed.

2.プロトンMRSIを利用して、次に現存する磁場不均一性
（できればある程度まで均一に、シムコイル電流の組合
せが調整された状態で、）を以下の方法によってマッピ
ングする。即ち、自動補正アルゴリズムに最終的に採用
すべき各ボクセルからのNMR周波数スペクトル中の水の
ピークの位置を決定する方法である。本件出願人は、上
述したように水のピークを利用することを特定化した
が、他に容易に認識し得るピークも利用できる。例え
ば、人体脚部に対する、自動補正手法を適用するに当っ
て脂肪のピークを利用した。2. Using proton MRSI, map existing magnetic field inhomogeneities (preferably uniformly to some extent, with shim coil current combinations adjusted) by the following method. That is, this is a method of determining the position of the peak of water in the NMR frequency spectrum from each voxel to be finally adopted in the automatic correction algorithm. The applicant has specified the use of water peaks as described above, but other readily recognizable peaks can also be used. For example, a fat peak was used in applying an automatic correction method to a human leg.

3.使用するシムコイルの各々（すべてを使用する必要は
ない）から予め決定されたBz磁場分布の校正マトリクス
を使用して、関心領域全体のBz磁場のRMS変動を最小限
度に抑制するために必要なシム電流の調整値または変化
を演算（例えば、最小二乗法によって）する。3. Required to minimize the RMS variation of the Bz magnetic field over the region of interest using a predetermined Bz magnetic field distribution calibration matrix from each of the shim coils used (not all need to be used) The adjustment value or change of the shim current is calculated (for example, by the least square method).

4.コンピュータで制御されたD/Aコンバータを使用して
上述の様に演算された、調整されたまたは補正されたシ
ム電流の組を供給し、次に、所望に応じて先行の２つの
ステップを反復して（または、オペレータの判断によっ
て反復する）、十分な磁場均一性（例えば、関心領域全
体で0.2ppmの偏差より大きくならない程度の均一性）を
達成する。4. Use a computer controlled D / A converter to provide a set of adjusted or corrected shim currents calculated as described above, and then, if desired, the preceding two steps To achieve sufficient magnetic field homogeneity (eg, no more than 0.2 ppm deviation over the region of interest).

磁場を均一化させるために適切に補正した後で患者や
RFコイルを移動するとこの均一性を劣化または消失させ
る結果となることが予想される。従って、本件出願人に
よれば、少なくとも二重同調型RFコイルを利用するもの
である。これらRFコイルは、プロトンNMR周波数（例え
ば、２テスラ磁場で約85MHzの周波数）およびリン周波
数（２テスラ磁場で約35MHz）の両方で作動することが
できる。プロトンの周波数に同調されたコイルは、最初
のMRI位置決め画像および自動補正手法に使用するプロ
トンMRSI磁場マップを生成するのに使用する。次の、こ
の磁場を十分に補正した後に、リン同調型コイル回路を
利用してリンのMRSIスペクトルを得ることが可能とな
る。生体内でのMRI用の二重同調型RFコイルの構造の関
しては、他に多く提案されている。例えば、Fitzsimmon
s等による“Magnetic Resonance in Medicire"1987年,V
ol.5,第471頁を参照のこと。しかし乍ら、本発明の実施
例によれば、第２〜５図で示されているように、新規な
形状二重同調型コイルプローブを採用している（例え
ば、人体頭部用のプローブ）。このプローブによって、
高品質³¹Pスペクトルは元より¹Hロケータイメージを生
成すると共に、更にケーブルを変えずにこれらNMR核種
間で切換られるようになっている。After making appropriate corrections to equalize the magnetic field,
Moving the RF coil is expected to result in degradation or loss of this uniformity. Therefore, according to the applicant, at least a double-tuned RF coil is used. These RF coils can operate at both proton NMR frequencies (eg, a frequency of about 85 MHz at 2 Tesla fields) and phosphorus frequencies (about 35 MHz at 2 Tesla fields). The coil tuned to the proton frequency is used to generate the initial MRI localization image and the proton MRSI magnetic field map used for the automatic correction technique. Next, after sufficiently correcting this magnetic field, it is possible to obtain an MRSI spectrum of phosphorus using a phosphorus tuning coil circuit. Many other proposals have been made regarding the structure of a double-tuned RF coil for MRI in vivo. For example, Fitzsimmon
"Magnetic Resonance in Medicire", 1987, V
ol. 5, page 471. However, embodiments of the present invention employ a novel shaped double-tuned coil probe as shown in FIGS. 2-5 (e.g., a probe for the human head). . With this probe,
The high quality ³¹ P spectrum produces an original ¹ H locator image and can be switched between these NMR nuclides without further cable changes.

第２図は、患者が配置された状態の二重同調RFコイル
を同筒座標系のＺ軸方向に見た図を表す。これは、³¹P
および¹Ｈの直交するレゾネータより成る。各レゾネー
タには、一対のヘルムホルツ型の御津結合共振回路より
成る。例えば、³¹Pヘルムホルツペア200,202を、約８イ
ンチの内径を有する絶縁性シリンダ204上の円弧に合致
させる。シリング204の60度の扇形部分を切断して患者
の顔が出るようにする。³¹P RFコイルペア200−202は、
患者10中のNMR信号源に可能な限り近接するように設置
して得られるS/N比を最大にする。より多量に存在する¹
H NMR核種に対しては、もう一対のコイル206,208を支持
用ガントリに、上記³¹Pコイルに対して直交に配置す
る。これらヘルムホルツ共鳴コイルペアの各々は、Ｚ軸
方向（第２図に対して垂直方向）に約６インチの長さを
もち、、約120°の方位で規制される。１ターンのカッ
プリングコイルループ212を、矢印214で図示するよう
に、¹Hヘルムホルツコイルペアに対して調整し得るよう
に配置する。コイルペア206,208に対するNMR RF信号のR
F入力／出力用の伝送ラインとなる通常の50オーム同軸
ケーブル伝送ライン216に約50オームのインピーダンス
でマッチングするようにこのカップリングコイルを調整
配置する。FIG. 2 shows a view of a double-tuned RF coil in a state where a patient is placed, viewed in the Z-axis direction of the same cylinder coordinate system. This is ³¹ P
And ¹ H orthogonal resonators. Each resonator comprises a pair of Helmholtz-type Mitsu-coupled resonance circuits. For example, a ³¹ P Helmholtz pair 200,202 is matched to an arc on an insulating cylinder 204 having an inside diameter of about 8 inches. The 60-degree sector of the shilling 204 is cut so that the patient's face is exposed. ³¹ P RF coil pair 200-202
Positioning as close as possible to the NMR signal source in patient 10 maximizes the S / N ratio obtained. More abundant ¹
For H NMR nuclide, the other supporting gantry a pair of coils 206 and 208 are disposed perpendicular to the ³¹ P coils. Each of these Helmholtz resonance coil pairs has a length of about 6 inches in the Z-axis direction (perpendicular to FIG. 2) and is regulated at an orientation of about 120 °. A one-turn coupling coil loop 212 is arranged to be adjustable relative to the ¹ H Helmholtz coil pair, as shown by arrow 214. R of NMR RF signal for coil pair 206,208
This coupling coil is adjusted and arranged so as to match with a normal 50 ohm coaxial cable transmission line 216 serving as a transmission line for F input / output with an impedance of about 50 ohm.

同様に、カップリングループ212を³¹Pヘルムホルツコ
イルペアに対して調整し得るように配置して、このNMR
核種用のNMR RF信号の同軸転送ライン218を介して整合
したインピーダンスカップリングが得られる。従って、
このカップリング手段は完全に患者およびコイル領域外
であり、前述したレゾネータの各々が伝送ラインインピ
ーダンスに個々にマッチングできるようになっており
（例えば、調整可能な誘導性結合コイルによって50オー
ムとなっている）、これら複数のRFポートを受動性の周
波数ダイプレクサ230中で結合して、このダイプレクサ
から単一ケープル232がMRI/MRSI装置の送信／受信スイ
ッチ18の送信／受信ポートに接続する。Similarly, coupling group 212 is arranged to be tunable to the ³¹ P Helmholtz coil pair, and this NMR
A matched impedance coupling is obtained via the coaxial transfer line 218 for the nuclide NMR RF signal. Therefore,
This coupling means is completely outside the patient and coil area and allows each of the aforementioned resonators to be individually matched to the transmission line impedance (eg, 50 ohms with adjustable inductive coupling coils). These RF ports are combined in a passive frequency diplexer 230 from which a single cable 232 connects to the transmit / receive port of the transmit / receive switch 18 of the MRI / MRSI device.

実施例における各ヘルムホルツコイル対の各々に、第
３図に示したような約６イン平方のメッシュより成る。
このメッシュは、銅箔を、互いに等しい４個の90°セグ
メント240,242,244および246に分割して、これらセグメ
ントをコンデンサ252,254および256によって直列共振す
る様に接続したものである。（これらのコンデンサの少
なくとも１つには、可変の要素がとりつけられており、
コイルの実際の共振周波数を微調整することができ
る。）。全体の構成は絶縁性の基板260上に形成するか
（これを、ガントリ210によって直接または間接的に支
持する）、または、絶縁性シリンダ204に直接はりつけ
る。調整可能なカップリングコイル212は、銅はくのル
ープが給電点以外では切断されていないという点を除け
ば上述のヘルムホルツコイルの１つのメッシュと同様の
形状，サイズのものであり、このカップリングコイル用
の基板はガントリ210に装着され、位置の調整が可能な
構造となっている。、 第２図の実施例の１つのヘルムホルツコイルの共振対
の等価回路を第４図に線図的に示す。ここで、メッシュ
1,3は、関連するヘルムホルツペアを表わす（このペア
は、この図面を想像上、切断して、Ｕ字形状に折り曲げ
ると視覚的に理解できる）。メッシュ２はこのヘルムホ
ルツペア間に設けられた容量性カップリングを表わす。Each Helmholtz coil pair in the embodiment comprises a mesh of about 6 inches square as shown in FIG.
In this mesh, the copper foil is divided into four equal 90 ° segments 240, 242, 244 and 246, and these segments are connected by capacitors 252, 254 and 256 so as to resonate in series. (At least one of these capacitors has a variable element attached,
The actual resonance frequency of the coil can be fine-tuned. ). The whole structure is formed on an insulating substrate 260 (which is directly or indirectly supported by the gantry 210) or is directly attached to the insulating cylinder 204. The adjustable coupling coil 212 is similar in shape and size to one mesh of the Helmholtz coil described above, except that the copper foil loop is not cut except at the feed point. The substrate for the coil is mounted on the gantry 210 and has a structure in which the position can be adjusted. An equivalent circuit of a resonance pair of one Helmholtz coil of the embodiment of FIG. 2 is shown diagrammatically in FIG. Where the mesh
1,3 represent the associated Helmholtz pair (this pair can be visually understood by cutting this figure imaginarily and folding it into a U-shape). Mesh 2 represents the capacitive coupling provided between this Helmholtz pair.

第４図の等価回路は２つのノーマルモードを有するも
のである。第１の対象的モードはLCの直列共振周波数の
近傍で共鳴するものであり、第４図の矢印１の２とによ
って表示された方向にメッシュ電流を発生する。第４図
ではこれら電流は反対方向に回転しているように見える
が、実際上、第２図の３次元ヘルムホルツ構造において
は共通方向に回転する。第２の非対称モードも存在する
が、これは３次元のヘルムホルツ構造においては反対方
向の電流を発生する。対称モードのみが、所定のヘルム
ホルツコイルペアによって包囲された撮影領域に有効な
Ｂ磁場を発生する。非対象モードによって起される混乱
を以下の方法で最小限度に抑制する。即ち、カップリン
グキャパシタンス2Cを比較的大きく設定することによっ
て、この周波数を可能な限り範囲の外へ遠ざけるように
引込むことによって抑制する。例えば、これらカップリ
ングコンデンサを少なくとも共振容量値の２倍の設定す
る（第４図に示す）ことによって非対象モード周波数を
対象モードの20％まで低下させられる。Gristおよび彼
の共同作業者は（GristによるBook of Abstracts, SMRM
1986 Volume2,1986年，第187頁）、このような周波数
分離を利用して、二重同調型サーフェイスコイルを作成
した。Grist等の応用は本願のものとは異なるが類似の
原理が適用される。The equivalent circuit of FIG. 4 has two normal modes. The first symmetric mode resonates near the LC series resonance frequency and generates a mesh current in the direction indicated by arrows 1-2 in FIG. Although these currents appear to be rotating in the opposite direction in FIG. 4, they actually rotate in a common direction in the three-dimensional Helmholtz structure of FIG. There is also a second asymmetric mode, which generates a current in the opposite direction in a three-dimensional Helmholtz structure. Only the symmetric mode generates an effective B field in the imaging area surrounded by a given Helmholtz coil pair. Minimize confusion caused by asymmetric mode in the following manner. That is, by setting the coupling capacitance 2C to be relatively large, this frequency is suppressed by being pulled out as far as possible out of the range. For example, by setting these coupling capacitors at least twice the resonance capacitance value (shown in FIG. 4), the non-target mode frequency can be reduced to 20% of the target mode. Grist and his co-workers (Book of Abstracts by Grist, SMRM
1986 Volume 2, 1986, p. 187), a double-tuned surface coil was created using such frequency separation. The application of Grist et al. Is different from that of the present application, but a similar principle is applied.

上述の周波数ダイプレクサ230を第５図に更に詳しく
図示する。図から明らかなように、２つのプローブチャ
ネルを、適当に同調された２対のバンドパス／バンドス
トップと組み合せて、各々のチャネルから対象の周波数
のみ共通のRF入力／出力ポート232へ通過させる。これ
により、周波数を切換する時にケーブルを変える必要が
なくなる。一実施例によれば、L1とC1は34.5MHzで共振
（共鳴）するのに対して、L2とC2は85.5MHzで共振す
る。同様に、L3とC2は85.5MHzで共振するのに対して、L
3とC3は34.5MHzで共振する。このダイプレクサ回路全体
は銅製の箱の中に組みこまれ、トリマーコンデンサは使
用していない。これらコイルL1,L2,L3の各々は他の２個
のコイルに対して相互に直交している。³¹PNMR信号に対
する挿入損失は0.01db（Hewlett Packard社のネットワ
ークアナライザモデル8753で測定して）より少ないもの
であるのに対して、¹Hの挿入損失は、約0.2dbとして測
定された。The frequency diplexer 230 described above is illustrated in more detail in FIG. As can be seen, the two probe channels, in combination with two appropriately tuned bandpass / bandstop pairs, allow only the frequency of interest from each channel to pass to the common RF input / output port 232. This eliminates the need to change cables when switching frequencies. According to one embodiment, L1 and C1 resonate at 34.5 MHz, while L2 and C2 resonate at 85.5 MHz. Similarly, L3 and C2 resonate at 85.5MHz while L3
3 and C3 resonate at 34.5MHz. The entire diplexer circuit is housed in a copper box and uses no trimmer capacitors. Each of these coils L1, L2, L3 is orthogonal to the other two coils. ^The insertion loss for ¹ H was measured as about 0.2 db, while the insertion loss for the ³¹ PNMR signal was less than 0.01 db (measured with a Hewlett Packard Network Analyzer model 8753).

前述したように、試験時間を最短に抑制すると共に、
空間情報（オートシミングを行った撮影領域の）の精度
を保持するために多重同調型RFコイルを使用する。さら
に、RFプリアンプおよび受信器保護回路の設計において
も異なったNMR核種周波数での挿入損失を最小値に抑制
する様に十分な注意を払う必要がある。As mentioned earlier, while minimizing test time,
A multi-tuned RF coil is used to maintain the accuracy of the spatial information (of the imaged area that has been auto-simulated). In addition, care must be taken in the design of the RF preamplifier and receiver protection circuit to minimize insertion loss at different NMR nuclide frequencies.

第６図には、一実施例の低損失マルチバンド受信器保
護回路が開示されている。この保護回路は、２テスラの
磁場強度でプロトンおよびリンの周波数で作動する。こ
の保護回路の主要コンポーネントは半剛性同軸ケーブル
LAおよびLB、更に能動的にバイアスされたPINダイオー
ドDl,D2,D3である。送信／受信スイッチドライバの一例
を第６図に図示する。FIG. 6 discloses a low-loss multi-band receiver protection circuit according to one embodiment. This protection circuit operates at proton and phosphorus frequencies with a magnetic field strength of 2 Tesla. The main component of this protection circuit is a semi-rigid coaxial cable
LA and LB, plus the actively biased PIN diodes Dl, D2, D3. An example of the transmission / reception switch driver is shown in FIG.

この第６図のキーエレメントは、伝送ラインLAであ
り、このラインは送信器と受信器ポート間のアイソレー
ションエレメントとして作用する。このラインLAは¹H N
MR周波数（２テスラの磁場強度で85MHzである）で3/4波
長であるように選択されている。これはまた他の関心の
あるNMR核種の約1/4波長に相当する。例えば、このライ
ン長は、¹³C（２テスラで21MHz）に対しては約3/16波長
および³¹P（２テスラで34.5MHz）に対しては約3/10波長
に相当する。The key element in FIG. 6 is the transmission line LA, which acts as an isolation element between the transmitter and the receiver port. This line LA is ¹ HN
It is selected to be 3/4 wavelength at the MR frequency (85 MHz at 2 Tesla field strength). This also corresponds to about a quarter wavelength of other NMR nuclides of interest. For example, this line length corresponds to about 3/16 wavelength for ¹³ C (21 MHz at 2 Tesla) and about 3/10 wavelength for ³¹ P (34.5 MHz at 2 Tesla).

このように、1/4波長の奇数倍の長さの伝送線路によ
って、シャント（分流用）ダイオードを順方向でバイア
スした場合に、、80から90MHz間の周波数において、ケ
ーブルの送信器瑞において比較的高インピーダンスが得
られるようになり、同様に、20〜35MHzの周波数におい
てもケープルの送信器端において比較的ハイインピーダ
ンスが得られ、この結果、両方の周波数帯域において送
信期間中の反射が低くなる。これら２個のシャントPIN
ダイオードD2およびD3を、もう１つの伝送ラインLB（例
えば40cm）によって僅かに離間させる。このライン長
は、20〜90MHzの周波数帯域に亘って約0.04〜0.18波長
の電気長に対応する。このように離間して設けられたシ
ャントダイオード構成よって、単一のダイオードスイッ
チの構成の場合よりも、上述のアイソレーションが改善
できることが従来技術として知られている。（例えば、
Microwawe Associates杜発行の−DiodeDesignersGuie
d,"Microwave Associates,Bur1ignton,Massachusetts
州，第21〜24貫参照）。Thus, when the shunt diode is biased in the forward direction by a transmission line having an odd multiple of 1/4 wavelength, a comparison is made in the cable transmitter at frequencies between 80 and 90 MHz. And a relatively high impedance at the transmitter end of the cable at frequencies between 20 and 35 MHz, resulting in lower reflections during transmission in both frequency bands. . These two shunt PINs
The diodes D2 and D3 are slightly separated by another transmission line LB (for example, 40 cm). This line length corresponds to an electrical length of about 0.04-0.18 wavelength over a frequency band of 20-90 MHz. It is known in the related art that the above-described isolation can be improved by the shunt diode configuration provided at a distance as compared with the configuration of a single diode switch. (For example,
-DiodeDesignersGuie published by Microwawe Associates
d, "Microwave Associates, Bur1ignton, Massachusetts
(See States, Nos. 21-24).

第６図に図示したPINダイオードドライバは、既知の
バイポーラデザインのもので、高速スイッチング用のア
クティブプルアツプ付きである（例えば、White,J.F.著
“Micwwave Semiconductor Engineering,“Van Nostran
d Reinhold社発行、New York,1982,第122〜123頁参
照）。これらシャントPINダイオードD2,D3用の直流バイ
アス電流を、送信器側から直列のPINダイオードDlを経
て供給することによって、PINダイオードドライバ回路
のRFCによって生じてしまう追加的な挿入損失を回避で
きる。The PIN diode driver shown in FIG. 6 is of a known bipolar design and has an active pull-up for fast switching (see, eg, White, JF, “Micwwave Semiconductor Engineering,“ Van Nostran ”).
d Reinhold, New York, 1982, pages 122-123). By supplying the DC bias currents for the shunt PIN diodes D2 and D3 from the transmitter via the series PIN diode Dl, additional insertion loss caused by the RFC of the PIN diode driver circuit can be avoided.

第６図の保護回路による挿入損失を測定した結果、リ
ンおよびプロトン周波数（２テスラの磁場強度におい
て）の各々に対して約0.12dbおよび0.25dbであった。こ
れら両方の周波数における所望のスイッチング時間は５
μSeC以下である。The insertion loss measured by the protection circuit of FIG. 6 was about 0.12 db and 0.25 db for each of the phosphorus and proton frequencies (at a magnetic field strength of 2 Tesla). The desired switching time at both these frequencies is 5
μSeC or less.

第１図のシステム用の適切なコンピュータプログラム
を第7,8図に開示する。同図において、ステップ700で、
自動補正サブルーチンへの開始が行われ（一般にオペレ
ータの操作による）、更に、従来のMRIイメージがステ
ップ702で収集されて、“位置決め画像”として作用す
る。これら画像はMRI/MRSI装置の３次元座標系に基いて
得られるので、オペレータはこれらイメージを観察し、
確立した座標系内でつぎに実施するMRSIの（従って自動
補正が必要な）特定の撮影領域14を正確に指定できる。Suitable computer programs for the system of FIG. 1 are disclosed in FIGS. In the figure, in step 700,
A start to an automatic correction subroutine is made (typically by an operator), and a conventional MRI image is collected at step 702 to serve as a "positioning image". Since these images are obtained based on the three-dimensional coordinate system of the MRI / MRSI apparatus, the operator observes these images,
It is possible to accurately specify a specific imaging region 14 of the MRSI to be performed next (thus requiring automatic correction) in the established coordinate system.

撮影領域14がこの座標系内で一旦、適切に規定される
と、次に、ステップ706でプロトンMRSIにより、撮影領
域内の実際に現存しているBz磁場分布のマップを構成す
るプロトンスペクトロスコピツクイメージングデータセ
ット（データの組合せ）を収集する。前述したように
（および以下に詳述するように）、706でのプロトンス
ペクトロスコピツクイメージングデータの収集にはスピ
ンエコーNMR信号を使用することが望ましい。Once the imaging region 14 has been properly defined in this coordinate system, then in step 706 the proton MRSI creates a proton spectroscopy that constitutes a map of the actual existing Bz magnetic field distribution in the imaging region. Collect an imaging data set (data combination). As previously described (and as described in more detail below), it is desirable to use the spin echo NMR signal to collect proton spectroscopic imaging data at 706.

一実施例によれば２回加算平均した、３スライス、ス
ピンエコー法を利用する。即ち、３個の立体的な“スラ
イス”を用いて撮影領域14内の現存する磁場分布を空間
的にサンプリングする。適切なMRSIシーケンスにより、
複数の位相エンコードされたシーケンスの各々に対し２
回のプロトンNMRスピンエコー信号を得る。次にこれら
２つのスピンエコーを加算して平均値化するが、これ
は、多次元フーリエ変換を用いて、このプロトコルによ
ってサンプリングされる３つのスライスの各々内での全
てのボクセルに対しNMRスペクトルを発生させる前に行
なう。According to one embodiment, a three-slice, spin-echo method with averaging twice is used. That is, the existing magnetic field distribution in the imaging region 14 is spatially sampled using three three-dimensional “slices”. With the proper MRSI sequence,
2 for each of the plurality of phase encoded sequences
Obtain the proton NMR spin echo signal for two times. The two spin echoes are then summed and averaged, which uses a multidimensional Fourier transform to generate NMR spectra for all voxels within each of the three slices sampled by this protocol. Perform before generating.

一実施例においては、自動補正は、比較的大きなボク
セルサイズ（例えば、後にMRIで利用できるボクセルサ
イズと比較して）で実行される。例えば、実施例におい
て、僅か16個の位相エンコードステップがｘおよびｙ方
向の両方向で実施されて、この結果、３次元撮影領域に
亘って分布する３×16×16＝768個のボクセルのマップ
が生成される。このような構成は、例えば、人体頭部内
のイメージ領域を補正するのに好適であることが見出さ
れた。ここで、実際のボクセルサイズは一辺が約1cm
で、約2cmの間隔で３個のスライスが離間されている。
一般に、人体の頭部の横断面は約100cm²程度のものであ
るので、実際の補正アルゴリズムでは約300個のエレメ
ントのグリッドが用いられている。２回アベレージング
したスピンエコープロトコルを用いて、この種のプロト
ンマップデータを収集する実際のデータ収集時間は現在
約８分間であるが、この時間は、２回のアベレージング
の代わりに１回の収集にて半減することもできる。In one embodiment, the automatic correction is performed at a relatively large voxel size (eg, as compared to a voxel size that is later available for MRI). For example, in an embodiment, only 16 phase encoding steps are performed in both the x and y directions, resulting in a map of 3 x 16 x 16 = 768 voxels distributed over the 3D imaging area. Generated. Such a configuration has been found to be suitable, for example, for correcting image regions in the human head. Here, the actual voxel size is about 1 cm on one side
Thus, three slices are separated at an interval of about 2 cm.
In general, the cross section of the head of a human body is about 100 cm ² , and thus a grid of about 300 elements is used in an actual correction algorithm. The actual data collection time for collecting this type of proton map data using the twice averaged spin echo protocol is currently about 8 minutes, but this time is reduced to one time instead of two averages. It can be halved by collection.

前述したように、シミングにはスピンエコーデータを
利用することが望ましい。その理由は、これによって位
相エンコードパルス期間中、バックグラウンド磁場Boの
不均一性に基因した位相ひずみの発生を回避できるから
である。このような位置ひずみの発生によって補正プロ
セス中に位置誤差を誘発してしまい、この結果として、
不利益が生じてしまう。位相エンコーディングは磁場Bo
の不均一性に対して感応しないものと言われることがあ
るが、これはFID NMRデータではなくスピンエコーを利
用する場合のみである。特に、自動補正手法における初
期磁場の均一性は極めて低い（少なくとも所望のMRSI目
的の均一性に比べて）ものであるので、本例では、磁場
の自動補正プロセスに不均一性に対して相対的に感応度
の低いイメージング方法を利用している。As described above, it is desirable to use spin echo data for shimming. The reason for this is that it is possible to avoid the occurrence of phase distortion due to the non-uniformity of the background magnetic field Bo during the phase encoding pulse. The occurrence of such a position distortion induces a position error during the correction process, and as a result,
A disadvantage arises. Phase encoding is magnetic field Bo
It may be said that it is insensitive to the inhomogeneity of, but only when using spin echo instead of FID NMR data. In particular, the uniformity of the initial magnetic field in the automatic correction method is very low (at least compared to the uniformity of the desired MRSI objective), so in this example the process of automatic correction of the magnetic field is relative to inhomogeneity. It utilizes an imaging method with low sensitivity.

種々のプロトコル（マルチスライススピンエコープロ
トコルを含む）を用いてMRSIデータを収集することはこ
の分野においては比較的良く知られているので、このこ
とについて更に詳述する必要は無いものと思われる。し
かし乍ら、所定スライスに関する代表的な収集シーケン
スのタイムダイヤグラムを第９図に示す。この特定のシ
ーケンスは、３枚のマルチスライス手法用に設定されて
おり、ここで、各スライスは約10mmの幅となっており、
隣接のスライスから約20mmだけ離間されている。このス
ライス内において、ｘおよびｙ次元の16個の位相エンコ
ードによって16×16のボクセルアレイが発生され、各ボ
クセルは約12mm×12mmの寸法となっている。Acquiring MRSI data using various protocols, including the multi-slice spin echo protocol, is relatively well known in the art and need not be described in further detail. However, a time diagram of a representative acquisition sequence for a given slice is shown in FIG. This particular sequence is set up for a three multi-slice approach, where each slice is approximately 10 mm wide,
Approximately 20mm apart from adjacent slices. Within this slice, a 16 × 16 voxel array is generated by 16 phase encodings in the x and y dimensions, each voxel being approximately 12 mm × 12 mm in size.

第９図から理解できるように、スピンエコーの読出期
間中には、いずれの傾斜磁場をも使用しないで、位相エ
ンコードを実施する。マルチスライスデータ収集手法と
２次元の位相エンコードにより（各スライスがＺ軸傾斜
磁場によって選択され乍ら）複数の面が撮像される。こ
れら位相エンコード処理されたスピンエコーデータが第
10図に線図的に開示されている。これらスピンエコーデ
ータが３次元フーリエ変換され（位相エンコードの次元
および時間領域に対して）、本例の自動補正手法で利用
される各ボクセルに対するNMR吸収強度スペクトルが発
生される。このことが第10図に図示されている。勿論、
通常のマルチスライス手法を省略すると共に、Ｚ軸の傾
斜磁場を利用して位相エンコードの第３の方向を加える
こともできる。この方法では、第10図に示したような各
ボクセルに対する所望のスペクトルを得るためには３次
元ではなく４次元のフーリエ変換が必要である。As can be understood from FIG. 9, during the spin echo reading period, the phase encoding is performed without using any gradient magnetic field. Multiple planes are imaged by a multi-slice data acquisition technique and two-dimensional phase encoding (each slice being selected by a Z-axis gradient). These phase-encoded spin echo data are
This is shown diagrammatically in FIG. These spin echo data are subjected to a three-dimensional Fourier transform (with respect to the phase encoding dimension and time domain) to generate an NMR absorption intensity spectrum for each voxel used in the automatic correction method of this example. This is illustrated in FIG. Of course,
The ordinary multi-slice method can be omitted, and a third direction of phase encoding can be added using a gradient magnetic field of the Z-axis. In this method, a four-dimensional Fourier transform instead of a three-dimensional one is required to obtain a desired spectrum for each voxel as shown in FIG.

実際において、本発明の自動補正の目的のためには、
最終的な従来の吸収スペクトルを実際に発生させる必要
はない。線形応答理論の周知の吸収モード信号を発生す
るには、通常オべレータによる適切な位相補正が必要と
なる。自動補正には、フーリエ変換された周波数データ
のマグニチュード（絶対値）を単純にプロットすること
によってこのような位相補正は、（実際に第10図上で表
示されているように）必要でなくなる。区別を必要とす
る場合には、以下、“位相感応性”または“吸収モー
ド”スペクトルと称呼して、実際に、実施例の自動補正
手法で利用する第10図に示した簡素化した絶対値のスペ
クトルと区別する。このように絶対値のスペクトルを利
用することは本実施例において重要なことである。その
理由は、オペレータの介在なしで不明瞭でない磁場マッ
プの演算が急速に実行できるからである。In fact, for the purpose of the automatic correction of the present invention,
There is no need to actually generate the final conventional absorption spectrum. Generating the well-known absorption mode signal of linear response theory usually requires appropriate phase correction by an observer. For automatic correction, such a phase correction is not necessary (as actually displayed in FIG. 10) by simply plotting the magnitude (absolute value) of the Fourier-transformed frequency data. If a distinction is needed, it will be referred to below as the “phase-sensitive” or “absorption mode” spectrum, and will actually be the simplified absolute value shown in FIG. 10 used in the automatic correction method of the embodiment. From the spectrum. It is important in this embodiment to use the spectrum of the absolute value in this way. The reason for this is that the calculation of a non-ambiguous magnetic field map can be performed rapidly without operator intervention.

始めに説明したように、特定のNMR核種のNMR周波数
は、スペクトルが検討されているボクセル内に存在して
いる実際のＢ磁場の測定値として使用できる。従って、
第10図で示したように、水（即ち、プロトン）のピーク
の周波数が自動補正手法で各ボクセルに対して確実に収
集されれば、水のピーク周波数のマップすなわちマトリ
クスが、撮影領域内の磁場強度の測定値として得られ
る。次に、均一性の相対度がステップ708で演算される
と共に、許容値（例えば0.2ppm）内で均一である場合に
は、ステップ710で通常のMRSIイメージデータの収集を
直接実行できる（例えば、FID NMR信号を用いて従来の
モードで実行する）。一方、十分な磁場均一性が得られ
ない場合には、撮影領域全体に亘ってＢ磁場におけるRM
S変動を最小限に抑制するために必要なシム電流の補正
値の組合せをステップ712で演算する。（例えば、最小
二乗法および各シムコイルに対する初期に収集した校正
マトリックスを使用して）、後で詳述するように、仮想
的に均一な分布の擬似シムコイルを本例の手法に利用す
れば、最終的な均一性を改善することができる。（磁場
の最終平均値にオフセットが存在していたとしても）。As explained earlier, the NMR frequency of a particular NMR nuclide can be used as a measure of the actual B field present in the voxel whose spectrum is being studied. Therefore,
As shown in FIG. 10, if the frequency of the peak of water (ie, protons) is reliably collected for each voxel by the automatic correction method, a map or matrix of the peak frequency of water is obtained within the imaging region. Obtained as a measurement of the magnetic field strength. Next, if the relative degree of uniformity is calculated in step 708 and is uniform within an acceptable value (eg, 0.2 ppm), normal MRSI image data collection can be performed directly in step 710 (eg, Run in conventional mode with FID NMR signal). On the other hand, if sufficient magnetic field homogeneity cannot be obtained, the RM in the B magnetic field over the entire imaging region
In step 712, a combination of shim current correction values required to minimize the S fluctuation is calculated. As will be described in greater detail below, using pseudo-simulated coils with virtually uniform distribution in the example approach (e.g., using least squares and an initially collected calibration matrix for each shim coil), Uniformity can be improved. (Even if there is an offset in the final average value of the magnetic field).

その後、新規に演算したシム電流AI₁，…，AI_aを、第
７図のステップ714で表わしたように、個々のシムコイ
ルS₁，…，S_nに実際に供給する。その後、反復回数がス
テップ716でテストされたような予じめ決められた最大
値より少ない場合には、更にテストを繰返すと共に、自
動補正可能なステップ706に本例のコントロールが戻る
ようになる。一方、このような反復動作回数が最大値に
到達した場合には（例えば、２または３回）、718のオ
ペレータインターフェイスに移り、ここで、現在の均一
性の度合い（少なくとももう１回の収集ステップ706の
繰返しが必要である可能性がある）で充分であるかどう
かのマニュアル判断が行われる。若し充分であれば、次
に、ステップ710での従来方法での収集MRSIイメージデ
ータへの通常の実行が成される。Thereafter, the shim current AI ₁ computed new, ..., the AI _a, as represented in step 714 of FIG. 7, the individual shim coil S _1, ..., actually supplied to S _n. Thereafter, if the number of iterations is less than the predetermined maximum value as tested in step 716, the test is repeated and control returns to step 706, where automatic correction is possible. If, on the other hand, the number of such repetitions reaches a maximum value (eg, two or three times), one proceeds to the operator interface of 718, where the current degree of uniformity (at least another collection step) is performed. A manual determination is made as to whether the repetition of 706 may be necessary). If so, then a normal execution is performed on the acquired MRSI image data in a conventional manner at step 710.

一般に、校正マトリックス自身は、磁場系に大幅な変
化が生じた場合のみ収集される（例えば、装置の初期の
セットアップあるいは組立てまたは機器の改造の場合で
ある）。In general, the calibration matrix itself is collected only when significant changes occur in the magnetic field system (eg, in the case of initial setup or assembly of a device or modification of an instrument).

校正マトリックスＡには、シムコイルｋにおける電流
変化に関連して、ボクセル位置ｊにおける磁場の偏導関
数を表わす要素Ajkが含まれている。Ｎ個のシムに対す
る校正マトリックスを得るために、一実施例の手法によ
れば、水ファントムのＮ＋１個のプロトンMRSIイメージ
を収集する（このファントムは、予想される最大撮影領
域よりもかなり大きくＺ方向に延長し、これによって瑞
部効果のアーチファクトを回避することが望しい）。MR
SIの利用（前述したPrammer等の関連した位相マッピン
グおよび方法の代りに）によって、前述した位置アーチ
ファクトから悪影響を受けなくなることに注意しなけれ
ばならない。校正は頻繁に実施するものではないので、
MRSIの比較的遅い動作はここでは不利益とならない。Calibration matrix A includes an element Ajk representing the partial derivative of the magnetic field at voxel position j, in relation to the current change in shim coil k. In order to obtain a calibration matrix for N shims, according to one embodiment technique, N + 1 proton MRSI images of a water phantom are collected (the phantom is much larger than the expected maximum imaging area in the Z direction). To avoid artifacts of the Ruibe effect). MR
It should be noted that the use of SI (instead of the related phase mapping and method such as Prammer described above) does not suffer from the position artifacts described above. Calibration is not done frequently, so
The relatively slow operation of the MRSI is not a disadvantage here.

このような校正手法における第１のプロトンイメージ
は、おおむね均一に調整をしたシム電流の設定値で収集
され基準のデータとなる（例えば、従来からのマニュア
ル調整を第１図の回路26を介してある程度行なった状態
で）。次のＮ個のイメージの収集においては、これらシ
ムコイル電流の１つを、上記の定格基準セッティング値
より一定値だけ増加させる。次に、基準の磁場分布を所
定のシム（補正）電流を増加させて得た磁場分布から引
算することによって、すべてのボクセルにおける磁場変
化が得られる。これらの磁場変化を、このような特定の
シムコイルに対する増加された電流値によって除算する
と、これら結果として校正マトリックスの要素Ajkが得
られる。The first proton image in such a calibration method is collected as a set value of the shim current adjusted substantially uniformly, and becomes reference data (for example, a conventional manual adjustment is performed via the circuit 26 in FIG. 1). With some work done). In the acquisition of the next N images, one of these shim coil currents is increased by a fixed value above the rated reference setting. Next, the magnetic field change in all voxels is obtained by subtracting the reference magnetic field distribution from the magnetic field distribution obtained by increasing the predetermined shim (correction) current. Dividing these field changes by the increased current value for such a particular shim coil results in the element Ajk of the calibration matrix.

ここで注意すべき点は、本発明においては、校正にお
いては、関心のあるボリューム全体をMRSI処理すること
によってシムコイル磁場を直接測定するのに対して、前
述のO'Donnell等の特許においては、関心のあるボック
スを包囲する仮想球体の表面上での測定値から上述した
シム磁場を推測している。このような推測は、上述した
表面上で測定した磁場に対して球面調和関数を適用する
ことによって達成されるものである。一実施例によれ
ば、この手法には、シム電流に対して単一の増加のみを
利用するだけで充分であることがわかった。その理由
は、所定のボクセルにおける磁場はシムコイル電流に対
してリニア（直線性）なものであると共に、シム電流を
供給する増幅器は、採用した範囲ではリニアなものであ
ると考えられるからである。しかし乍ら、更に測定する
ことによって、このように仮定した直線性を確認した
り、直線性からのずれを補正することが可能となる。It should be noted here that, in the present invention, in the calibration, the shim coil magnetic field is directly measured by MRSI processing of the entire volume of interest, whereas in the above-mentioned O'Donnell et al. Patent, From the measurements on the surface of the virtual sphere surrounding the box of interest, the above-mentioned shim field is inferred. Such an inference is achieved by applying a spherical harmonic to the magnetic field measured on the surface described above. According to one embodiment, it has been found that utilizing only a single increase in shim current is sufficient for this approach. The reason for this is that the magnetic field in a given voxel is linear with respect to the shim coil current, and the amplifier that supplies the shim current is considered to be linear in the range employed. However, by further measuring, it is possible to confirm the linearity assumed in this way and to correct the deviation from the linearity.

一実施例によれば、12個の利用可能なシムコイルの内
８個のみを利用した（即ち、z³，z⁴，z²ｘおよびz²ｙシ
ムコイルを無視した）。この理由は、これら無視した４
個のシムコイルは十分に高次のものであり、これらによ
って人体頭部の関心のある代表的な撮影領域上の磁場を
顕著に変化させることはないからである。全体の校正マ
トリックスを発生させることは、かなり複雑な手法であ
るが、そのようなデータは一旦収集されると、主要な回
路（例えば、D/Aコンバータ、増幅器等）や測定グリッ
ド座標を変更しない限り更新させる必要はない。According to one embodiment, using only eight out of the twelve available shim coils (i.e., ignoring ^{z 3, z 4, z 2} x and z ² y shim coils). The reason for this is that these 4
This is because the shim coils are of a sufficiently high order that they do not significantly alter the magnetic field on the representative imaging area of interest of the human head. Generating the entire calibration matrix is a fairly complex procedure, but once such data has been collected, it does not change the main circuitry (eg, D / A converters, amplifiers, etc.) or the measurement grid coordinates There is no need to update as long as it is.

また、これらシムコイルの或るコイル（特にz²）は、
かなり大きなBz成分を有することがありうることを発見
した。即ち、z²シムコイル中の電流を増加させることに
よって、静磁場強度の変化が生じる。この変化はz²と一
定のオフセット磁場の和として空間的に存在する。原理
上、このような変化は問題とはならない。その理由は、
静磁場が十分に均一であれば静磁場の最終的な平均値は
本質的な問題とならないからである。Some of these shim coils (especially z ² )
It has been discovered that it is possible to have a rather large Bz component. That is, by increasing the current in the z ² shim, the change in static magnetic field strength occurs. This change exists spatially as the sum of z ² and a constant offset magnetic field. In principle, such a change is not a problem. The reason is,
This is because if the static magnetic field is sufficiently uniform, the final average value of the static magnetic field is not an essential problem.

しかし乍ら、最小二乗法アルゴリズムを用いて不均一
性を最小値に抑制する場合には、必然的に磁場を特定の
値（一般に、補正グリッド間平均値が採用されている）
に調整するようになる。従って、実際の種々のシムコイ
ルのオフセット値を打消すための追加の“一定オフセッ
ト”シム補正を導入しなければ、最小二乗極小化アルゴ
リズムにおいて、特定のシムコイル電流値（例えば、大
きなオフセット成分を有するシム）を調整する能力が制
限されてしまう。However, when the least-squares algorithm is used to suppress the non-uniformity to a minimum value, the magnetic field necessarily has to have a specific value (in general, an average value between corrected grids is employed).
Will be adjusted. Therefore, unless an additional "constant offset" shim correction is introduced to counteract the actual various shim coil offset values, the least squares minimization algorithm will require a specific shim coil current value (e.g., a shim having a large offset component). ) Is limited.

物理的に上述したような“一定オフセット”シムを使
用しなくても、アルゴリズム上は、単にもう１つの列を
校正マトリクスに追加するだけで演算できる。この追加
の列の各要素は全て同じ値である（例えば１）。このよ
うな方法で、“最小二乗法”アルゴリズムにおいて、擬
似シムコイル用の補正電流を演算することによって実際
のシム補正磁場の最終的な一定オフセット成分を打消す
ことができる。このような擬似シムコイルの使用は、実
際のシムコイルを使用する方法よりも望ましい。実際の
シムコイルの使用の困難性は公知のイメージング技術に
おいて知られている。Rather than physically using a "constant offset" shim as described above, the algorithm can be calculated by simply adding another column to the calibration matrix. Each element of this additional column has the same value (eg, 1). In this manner, the "least squares" algorithm can cancel the final constant offset component of the actual shim correction magnetic field by calculating the correction current for the pseudo shim coil. The use of such a pseudo shim coil is more desirable than the method using an actual shim coil. The difficulty of using actual shim coils is known in known imaging techniques.

前述したように、最終的な静止磁場の平均値には僅か
な一定のシフトまたはオフセットが付加されてしまう
が、このオフセットは殆んど重要ではない。その理由
は、従来のMRI/MRSI装置では、送信RF周波数やシステム
の他のパラメータを調整することができ、この結果、Ｚ
軸次元に沿ってスライス位置を調整して実際に得られた
平均磁場値を使用できるからである。As mentioned above, a small constant shift or offset is added to the final average value of the static magnetic field, but this offset is of little significance. The reason is that in the conventional MRI / MRSI apparatus, the transmission RF frequency and other parameters of the system can be adjusted.
This is because the average magnetic field value actually obtained by adjusting the slice position along the axial dimension can be used.

また、上述したように、磁場のマップングに利用され
る化学的核種は自由に選択することができる。例えば、
脳においては水の信号を利用するのに対して、四肢に対
しては、脂肪信号が好適である。以下の実施例の記載に
おいては、水の信号を適択したものとする。Further, as described above, the chemical nuclide used for mapping the magnetic field can be freely selected. For example,
In the brain, a water signal is used, whereas for a limb, a fat signal is preferable. In the description of the following examples, it is assumed that the water signal is selected.

第10図に示したように、周波数スペクトルにおける水
のピークの正確な位置を見つけることは、単一のピーク
を見つけて、周波数軸に沿ってそのピーク位置を単に規
定するという単純なものでない。人体組繊においては、
脂肪からの強い信号も存在する。この信号は、水プロト
ンに対し周波数シフトする特性を持つ。更にまた、不均
一領域（例えば、静脈洞）においては、これらピークは
極めてブロード（広がり）または分離されている。As shown in FIG. 10, finding the exact location of the water peak in the frequency spectrum is not a simple matter of finding a single peak and simply defining that peak location along the frequency axis. In human body fabric,
There is also a strong signal from fat. This signal has a frequency-shifting characteristic with respect to water protons. Furthermore, in heterogeneous regions (eg, sinus), these peaks are very broad or separated.

従って、“ピーク抽出”アルゴリズムが必要であり、
これの一実施例として第８図に図示されたものがある。
多くのタイプの“ピーク抽出”アルゴリズム自身は、ス
ペクトロスコピー技術分野では既知なものとして認識さ
れており、さまざまな複雑度の多くの適当なアルゴリズ
ムが創作されており、更に、オペレータインターフェイ
スも変更でき、この結果、困難度に応じて人的オペレー
タによって特定のボクセルを選択することが可能とな
る。以上説明した事実にも拘らず、磁場Ｂの不均一性を
マップングする全体のスペクトルの利用性はこれらの例
においてはっきりした利点を有している（例えば、Pram
mer等のような磁場を表わす単なる位相マップに比べ
て）。Therefore, a “peak extraction” algorithm is needed,
One embodiment of this is shown in FIG.
Many types of "peak extraction" algorithms themselves are recognized as known in the spectroscopy art, many suitable algorithms of varying complexity have been created, and the operator interface can be modified, As a result, a specific voxel can be selected by a human operator according to the degree of difficulty. Notwithstanding the facts described above, the availability of the entire spectrum to map the inhomogeneity of the magnetic field B has distinct advantages in these examples (eg, Pram
(compared to a simple phase map representing a magnetic field, such as a mer).

一例としてのピーク取出しサブルーチンは、第７図の
収集ステップ706の一部分として使用され、第8Aおよび8
B図のステップ800にて開始する。第１の決定がステップ
802で行われ、これによって、所定のボクセル内に更に
処理すべき大きな信号成分が存在するかどうかが決定さ
れる。このボクセルが殆んどノイズのみを含むものと決
定されると、この特定のボクセルを無視する（即ち、こ
れを自動補正プログラム中に包含させないこと）と共
に、ピーク取出しサブルーチンからの退避がステップ80
4で行われる。The exemplary peak retrieval subroutine is used as part of the collection step 706 of FIG.
It starts at step 800 in FIG. The first decision is a step
Done at 802, which determines whether there are large signal components within the given voxel to be further processed. If it is determined that this voxel contains almost noisy, this particular voxel is ignored (ie, it should not be included in the automatic correction program), and retraction from the peak retrieval subroutine is performed at step 80.
Done at 4.

一実施例によれば、独立の基準レベルがスライス内の
“イメージ”ノイズおよびボクセル内の“スペクトル”
ノイズに対して規定される。例えば、イメージノイズの
基準レベルは、所定スライスの４つのコーナー（隅）NM
R信号の単なる平均値である（例えば、これらボクセル
には一般的にノイズのみが包含されるように撮影領域を
選択してあると仮定して、すべてを平均値化する）。ボ
クセルインデックス（実際のx,y次元の値の代りに）に
よってxy平面中のポイントを参照する場合に、四隅のボ
クセルは座標（0,0），（0,15），（15,0）および（15,
15）をとるようになる。所定ボクセルに対してNMR信号
の平均値が、すでに規定したようなイメージノイズの基
準より少なくとも３倍以上とならない限り、このボクセ
ルは、実質的にノイズのみを包含すると考えられ、ステ
ップ802で無視される。According to one embodiment, the independent reference levels are "image" noise in slices and "spectral" noise in voxels.
Specified for noise. For example, the reference level of the image noise is four corners (corners) NM of a predetermined slice.
It is simply the average of the R signal (eg, averaging all, assuming that the imaging region is selected such that these voxels generally only contain noise). When referencing points in the xy plane by voxel index (instead of the actual x, y dimension values), the voxels at the four corners have coordinates (0,0), (0,15), (15,0) and (15,
15). Unless the average value of the NMR signal for a given voxel is at least three times greater than the image noise criterion as previously defined, this voxel is considered to contain substantially only noise and is ignored in step 802. You.

一実施例において、スペクトルのノイズの基準レベル
を、イメージノイズレベルを256で割った値として規定
する。第8A−8B図のステップ806でこのレベルを利用し
て、スペクトル中のピークを走査する。スペクトル内の
点を以下の条件の下でピークと見なす。即ち、この点が
スペクトルノイズの基準レベルより少なくとも２培の大
きさを有すると共に、更に、このポイントの両側のポイ
ントより大きい条件である。これらのピークの最も大き
い３個の位置および強度の値を、所定ボクセルのスペク
トルデータをステップ806で走査し乍ら維持する。In one embodiment, the reference level of spectral noise is defined as the image noise level divided by 256. This level is used in step 806 in FIGS. 8A-8B to scan for peaks in the spectrum. Points in the spectrum are considered peaks under the following conditions: That is, the condition is that this point is at least two times larger than the reference level of the spectral noise, and is larger than the points on both sides of this point. The three largest position and intensity values of these peaks are maintained while scanning the voxel spectral data at step 806.

第8A−8B図のフローチャートの残余の部分は次の動作
を表わす。即ち、もし存在すれば、見つけられたピーク
のどれが水のピークであるかを決定する。水のピークを
正確に自動的に把握できない場合には、オペレータの介
入により決定することもできる。所定ボクセルに対する
水のピークデータを正確に認識できない場合には、この
ボクセルを単に放棄すると共に自動補正プロセス中に利
用しない。The remaining part of the flow chart of FIGS. 8A-8B represents the next operation. That is, determine which of the peaks found, if any, is the water peak. If the water peak cannot be accurately and automatically determined, it can be determined by operator intervention. If the water peak data for a given voxel cannot be accurately recognized, this voxel is simply discarded and not used during the automatic correction process.

単一のピークが発見た場合には、分岐がステップ808
で実行されると共に、テストがステップ810で実行され
（以前のオペレータ入力に基いて）関連したタイプの組
織に対して、水と脂肪のピークの両方のピークが存在す
るべきかどうかを調べる。少なくとも２つのピークが存
在するべき場合にはステップ812にてこのルーチンより
退去し、このボクセルを自動補正プログラムから放棄す
る。しかし乍ら、単一のピークのみ得られるべき場合に
は（例えば、純粋に脳の組織のみの場合のように）、こ
のピークの記録された周波数がこのボポクセルに対応す
るグリッド値（このボクセル位置における実際の静磁場
を表わす）として割当てられ、ステップ816にてこのサ
ブルーチンよりぬける。If a single peak is found, branching proceeds to step 808.
And a test is performed at step 810 to determine if both water and fat peaks should be present for the relevant type of tissue (based on previous operator input). If at least two peaks are to be present, step 812 exits the routine and discards this voxel from the automatic correction program. However, if only a single peak is to be obtained (e.g., purely from brain tissue only), the recorded frequency of this peak will be the grid value corresponding to this voxel (the voxel location). , Representing the actual static magnetic field at step 816).

一方、１つ以上のピークが見つかった時に、２個のピ
ークのみが見つかったかどうかをステップ818でテスト
する。見つかったならば、次に、820でこれらピークを
テストして、正しく、水，脂肪の周波数差だけ分離して
いるかを調べる。正確に期待されたような周波数差だけ
分離しているならば、ステップ822で高い周波数水のピ
ーに割当て、ステップ824にてこのルーチンよりぬけ
る。周波数差が正しくなければ、ステップ826でのテス
トが実行されて、これらピークの１つが他のピークの60
％以下かを調べる。60％以下でなければ、ステップ828
において、このボクセルに対する周波数割当が行われず
に退去が行われる。一方、これらピークの１つが他のピ
ークより十分に大きい場合には、最大のピークの周波数
を、そのボクセルに割当てステップ830にて退去する。On the other hand, when one or more peaks are found, step 818 tests whether only two peaks were found. If found, then these peaks are tested at 820 to see if they are correctly separated by the frequency difference between water and fat. If it is separated by exactly the expected frequency difference, it is assigned to a high frequency water peak at step 822 and the routine is bypassed at step 824. If the frequency difference is not correct, the test at step 826 is performed and one of these peaks is
Check whether it is less than%. If not less than 60%, step 828
In, departure is performed without performing frequency allocation for this voxel. On the other hand, if one of these peaks is sufficiently larger than the other peaks, the frequency of the largest peak is assigned to that voxel and retired at step 830.

抽出されたピークが１つでも２でも場合には、ステッ
プ832で３つのピークについてテストが行われる。３つ
のピークが見つかったならば、ステップ836において
は、これらピークのいずれかの２つのピークが正しく水
／脂肪の周波数差に分離しているかどうかをテストす
る。この周波数差を有していれば、より高い周波数ピー
クをステップ838でこのボクセルに割当て、退去がステ
ップ840で行われる。この逆の場合には、更にテストが
ステップ842で行われ、これらピークの１つが他の２つ
より十分に大きいかどうかを調べる。もし大きくなけれ
ば、このボクセルに対する周波数の割当てを行うことな
くステップ844で退去が行われる。しかしながら、これ
らピークの１つが他の２つのピークより十分に大きいも
のであれば、このボクセルに対してステップ846でプロ
トンの周波数として割当てる。この割当てはステップ84
8でピーク取出しサブルーチンからの退去が行われる前
に行われる。If either one or two peaks were extracted, a test is performed on three peaks in step 832. If three peaks are found, step 836 tests whether any two of these peaks are correctly separated into water / fat frequency differences. If so, a higher frequency peak is assigned to this voxel in step 838 and an egress is performed in step 840. In the opposite case, a further test is performed at step 842 to see if one of these peaks is sufficiently larger than the other two. If not, a departure is performed at step 844 without assigning a frequency to this voxel. However, if one of these peaks is sufficiently larger than the other two peaks, the voxel is assigned in step 846 as the proton frequency. This assignment is made in step 84
This is done before leaving the peak fetch subroutine at 8.

ここで注意すべき点は、第8A−8B図に示したピーク取
出しサブルーチンの実施例は、動作可能なものである
が、必ずしも最適条件のものでないことである。本件出
願人としては依然として作業を継続しており、更にこの
ピーク取出しサブルーチンを変更している。また当業者
によっても、同様の作業を行うことは明らかである。It should be noted that the embodiment of the peak extraction subroutine shown in FIGS. 8A-8B is operable, but not necessarily optimal. The applicant is still working and has modified this peak extraction subroutine. It is obvious that a person skilled in the art performs the same operation.

シムコイル電流の補正値の実際の演算に関して、以下
の説明は、当業者にとって十分なものであると思われ
る。有効撮影領域をＮ個のボクセルに分割すると共に、
Ｋ番目のボクセルのBo磁場をBk（Ｉ）とし、ここでベク
トルＩのｊ番目の成分をｊ番目のシム補正電流とする。
アンペアの法則によって、“B"は“I"に直線的に依存
し、マトリックスＡにおいて、Akj＝Bk/Ijと規定する。
“I₀”は、シム電流の初期のセットを表わし、平均磁場
を以下に定義する。Regarding the actual calculation of the shim coil current correction value, the following description is deemed sufficient for those skilled in the art. While dividing the effective imaging area into N voxels,
The Bo magnetic field of the Kth voxel is Bk (I), and the jth component of the vector I is the jth shim correction current.
According to Ampere's law, “B” depends linearly on “I”, and in the matrix A, Akj = Bk / Ij.
“I ₀ ” represents the initial set of shim currents and defines the average magnetic field below.

＜Ｂ（I₀）＞＝（1/N）ΣBk（I₀） 次に、最小二乗法によって補正電流Ｉは以下のように
表わせる。<B (I ₀ )> = (1 / N) ΣBk (I ₀ ) Next, the correction current I can be expressed by the least squares method as follows.

Ｉ＝−（A^TA）^-1ΔＢ ここで、ΔB_k＝B_k（I₀）−＜Ｂ（I₀）＞ である。I = − (A ^T A) ⁻¹ ΔB Here, ΔB _k = B _k (I ₀ ) − <B (I ₀ )>.

このようなプロセスを、I₀＋ΔＩを新しい開始点として
繰返えすことができる。Such a process can be repeated with I ₀ + ΔI as the new starting point.

本発明の実施例を要約すると、以下のようになる。即
ち、オペレータは、補正すべき撮影領域の境界を規定す
ることができる（従って、オペレータは関心ボクセルの
外側の問題のある領域を回避することが可能となる）。
次に、利用可能な校正マトリックスの部分集合のみを利
用する。即ち、これら部分集合は、識別可能な水のピー
クを有すると共に、関心のある選ばれたボクセル内に相
当するもののみである（従って、選択されたボクセルの
部分集合と共に用いられる小さな校正マトリックスを形
成するためのものである）。また、一実施例において、
磁場強度の不均一性の収集された磁場マップを、次にオ
ペレータに対して実際に表示するおよび／または、RMS
変動を演算することができると共に、関心領域全体に亘
って全磁場に対して表示またはプリントすることができ
る。次に、このようなRMS変動を最小値にするためのシ
ムコイル電流の所望の変化を、オペレータの許可の下
で、自動的に演算すると共に、D/Aコンバータへ送治し
て実際のシムコイル電流を制御する。An embodiment of the present invention is summarized as follows. That is, the operator can define the boundaries of the imaging area to be corrected (thus allowing the operator to avoid problem areas outside the voxel of interest).
Then, only a subset of the available calibration matrices is used. That is, these subsets have identifiable water peaks and are only within the selected voxels of interest (thus forming a small calibration matrix that is used with the selected voxel subsets). To do that). Also, in one embodiment,
The collected magnetic field map of the field strength inhomogeneities is then displayed to the operator and / or RMS
Variations can be calculated and displayed or printed for the entire magnetic field over the region of interest. Next, the desired change of the shim coil current for minimizing such RMS fluctuation is automatically calculated under the permission of the operator, and is sent to the D / A converter to obtain the actual shim coil current. Control.

本発明の自動補正手法によって、大きな水のファント
ムおよび実際の人体頭部の両方に対して、極めて良好な
結果を与えるようになる。第12図および13図は、水のフ
ァントムの中心部の磁場マップを表わす。第12図は自動
補正する前の磁場マップを表わし、頂部から底部まで約
2ppmの磁場変動に相当する垂直スケール（水平スケール
はセンチメータで表わされている）を有する。第13図
は、同様なマップを表わし、本発明による自動補正の一
回の反復動作後のものである（水平および垂直スケール
は第12図と同一のものである）。第12図、第13図から明
らかなように、磁場均一性が、本発明の自動補正を１個
だけ反復動作しただけで、大幅に改善されている。代表
例は実現値としては、僅か１回または２回の反復動作の
後に、一般的な約１の補正用ボリュームに対して、約
0.1ppmRMS磁場変動のレベルに到達できた。一実施例の
周波数スペクトル分解能は、10Hzしかないので、このシ
ステムにおいてＢ磁場測定解像度のおよその限界値であ
る。The automatic correction technique of the present invention will give very good results for both large water phantoms and real human heads. 12 and 13 show magnetic field maps of the center of the water phantom. FIG. 12 shows the magnetic field map before the automatic correction, and is performed from top to bottom.
It has a vertical scale (horizontal scale expressed in centimeters) corresponding to a magnetic field variation of 2 ppm. FIG. 13 shows a similar map, after one iteration of the automatic correction according to the invention (the horizontal and vertical scales are the same as in FIG. 12). As is clear from FIGS. 12 and 13, the magnetic field uniformity is greatly improved by repeating the automatic correction of the present invention by only one. A typical example is that the realized value is only about one or two repetitions, then about one general correction volume,
The level of 0.1 ppm RMS magnetic field fluctuation can be reached. The frequency spectral resolution of one embodiment is only 10 Hz, which is the approximate limit of the B field measurement resolution in this system.

また、本発明による自動補正システムを利用して、人
体頭部の数回のリンMRSI走査を実行した。ここでもこの
手法はきわめて有効であった。１回の試行によって、必
要とする補正の大部分を達成できたが、２回の反復によ
って最良の結果が得られた。現在、１回の試行によっ
て、約15分費やされているが、この時間を大幅に短縮さ
せることが将来可能となる（例えば、信号の２回加算の
代りに一回のスピンエコーを利用することによって可能
となる）。Also, several MR MRSI scans of the human head were performed using the automatic correction system according to the present invention. Again, this technique was very effective. One trial could achieve most of the required corrections, but two iterations gave the best results. Currently, one trial is spending about 15 minutes, but this time can be significantly reduced in the future (eg, using a single spin echo instead of adding the signal twice). Is possible by doing so).

補正された磁場に便宜的な手動シミングの後、この磁
場に生きている人体を配置し、脳の３枚の横断スライス
をマップングすることによって、簡単に見積って0.5〜
1.0ppmのRMS磁場変差があることがわかった。本発明の
自動補正手法を１回反復させた後では、この変動は、一
般に、約0.2〜0.3ppmまで低下し、更に２回反復させた
後では、約0.15〜0.2ppmまで低下した。After a convenient manual shimming to the corrected magnetic field, place the living human body in this magnetic field and map the three transverse slices of the brain to easily estimate
It was found that there was an RMS magnetic field variation of 1.0 ppm. After one iteration of the autocorrection technique of the present invention, this variation generally decreased to about 0.2-0.3 ppm, and after two more iterations, to about 0.15-0.2 ppm.

本発明による自動補正手法を利用したリンのスペクト
ルの測定結果には、第14,15図で表わされたような極め
て顕著な改善が達成されている。第14図は、本発明の自
動補正を実行する前の、得られる最良のリンの走査スペ
クトルを示す。第15図は本発明の自動補正実行後に得ら
れたリンのスペクトルを示す。この図から明らかなよう
に、S/N比は大幅に改善され、これによって、NMRピーク
の更に正確な決定が行われる。更にまた、自動補正の２
回の反復が用いられ、第15図に示された測定が行われて
いたが、第15図のMRSI走査に必要な合計時間は、第14図
の走査（マニュアル補正手法を利用）を行なうのに必要
な時間より実際に少ないものであった。The measurement results of the phosphorus spectrum using the automatic correction method according to the present invention have achieved a very remarkable improvement as shown in FIGS. FIG. 14 shows the best phosphorus scan spectrum obtained before performing the automatic correction of the present invention. FIG. 15 shows a phosphorus spectrum obtained after the automatic correction according to the present invention is performed. As can be seen from this figure, the S / N ratio is greatly improved, which leads to a more accurate determination of the NMR peak. Furthermore, automatic correction 2
15 iterations were used and the measurements shown in FIG. 15 were made, but the total time required for the MRSI scan of FIG. 15 was reduced by performing the scan of FIG. 14 (using the manual correction technique). Was actually less than the time required for

また、MRSIの代りに機械的な磁場測定機器を利用し
て、シムコイルＢ磁場分布を測定することによって、所
望の校正マトリックスを生成することもできる。この方
法によって更に精密に実際の磁場強度の測定を行なうこ
とが可能となる。しかし乍ら、校正測定グリツドを自動
補正手法で利用されるMRSI磁場マップグリッドと一致す
るように確保することは更に困難となる。例えば、調整
済みシムコイル電流を正確に演算できるようにするため
に、校正マトリックスポイントをMRSI測定グリッドマッ
プの座標に適合させるために、或る補間法が必要となる
場合がある。Also, a desired calibration matrix can be generated by measuring the shim coil B magnetic field distribution using a mechanical magnetic field measuring device instead of the MRSI. According to this method, it is possible to more accurately measure the actual magnetic field strength. However, it becomes more difficult to ensure that the calibration measurement grid matches the MRSI field map grid used in the automatic correction technique. For example, some interpolation may be required to adapt the calibration matrix points to the coordinates of the MRSI measurement grid map so that the adjusted shim coil current can be accurately calculated.

すでに説明したように、シムコイルによって発生させ
た差分磁場中に非直線性が存在するのも事実である（例
えば、これはD/Aコンバータ等における非直線性に起因
するものと思われる）。更に精密に複数の増加値におい
て測定を行い、実際にキャブレーション（校正）マトリ
ックスにおけるこのような非直線性を測定すると共に補
正することができる。As already explained, it is also true that there is nonlinearity in the differential magnetic field generated by the shim coil (for example, this may be due to nonlinearity in a D / A converter or the like). More precisely, measurements can be made at a plurality of increments to actually measure and correct for such non-linearities in the calibration matrix.

均一性が特定の撮影領域の一部分に更に関連している
場合には、このイメージボリュームのこれら部分を上述
の最小二乗法合致アルゴリズムにおいて、更に重み付け
することもできる。すなわち演算上、Σ_jW_j ²（ΔB_j＋A
_jkΔI_k）^２を最小値にすることもできる。ここで、Wjは
ｊ番目のグリッドポイントの重みである。この演算は、
本発明のシステムにおいて、 ΔB_jをW_jΔB_jに、ΔA_jkをW_jA_jkに変することによって実
行できる。If the homogeneity is further related to a particular portion of the imaging area, these portions of the image volume can be further weighted in the least squares matching algorithm described above. That is, 演算_j W _j ² (ΔB _j + A
_jk ΔI _k ) ² can be minimized. Here, Wj is the weight of the j-th grid point. This operation is
This can be done in the system of the present invention by changing ΔB _j to W _j ΔB _j and ΔA _jk to W _j A _jk .

第14図および15図のスペクトルは、Brown等（Proceed
ings Nationa1 Academy of Sciences,US,第79巻、第325
3頁、1982年）のケミカルシフトイメージング法によ
り、TR4秒のシーケンスで27cm³のボクセルから、34分の
収集時間で得られたものである。The spectra in FIGS. 14 and 15 are from Brown et al. (Proceed
ings Nationa1 Academy of Sciences, US, Vol. 79, No. 325
3 pages, 1982), obtained from a 27 cm ³ voxel in a TR4 second sequence with a collection time of 34 minutes by the chemical shift imaging method.

MRSI法には他に多くの核種のバリエーションが存在す
る。例えば、³¹Pの他に、他の核種¹³Cおよび²³Na、なら
びに当業者によって明らかに認識できる他の核種が存在
する。There are many other nuclide variations in the MRSI method. For example, in addition to ³¹ P, there are other nuclides ¹³ C and ²³ Na, and other nuclides that are clearly recognizable by those skilled in the art.

本発明は、上述した実施例のみに限定されず、種々の
変更が本発明の技術的思想を逸脱することなく実行でき
る。従って、それら変更は、添付のクレームの範囲内に
包含された技術的思想に基くものである。The present invention is not limited to the above-described embodiments, and various modifications can be made without departing from the technical idea of the present invention. Accordingly, those modifications are based on the technical concept encompassed within the scope of the appended claims.

（効果） 以上詳述したように、本発明によって、以下の顕著な
効果が得られる。(Effects) As described in detail above, the following remarkable effects can be obtained by the present invention.

即ち、本願出願人は実用的な自動補正方法および装置
を新規に発見したもので、この自動補正装置は、水素核
種（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、マップングしてこれと
あらかじめ測定してあるシムコイルの校正マトリクスと
を使用して、合成された静磁場における不均一性を減少
または最少値にするようなシムコイル電流値が得られる
利点がある。That is, the present applicant has newly discovered a practical automatic correction method and apparatus, and this automatic correction apparatus utilizes the chemical shift imaging of hydrogen nuclides (ie, protons) to obtain the inhomogeneity of the static magnetic field. Has the advantage that shim coil current values can be obtained by using this and the previously measured shim coil calibration matrix to reduce or minimize inhomogeneities in the synthesized static magnetic field. .

均一なオフセット磁場に対応する疑似シムコイル電流
を仮定することで、少ない演算の反復回数で均一性の高
い静磁場を達成することができる。特に理想的なシミン
グでは、被験者を撮影領域に配置した状態で行う必要が
あることから、シミングに要する時間を短縮することは
きわめて重要なことである。シミングに要する時間を短
縮することで、被験者への負担を最小とすることができ
る。By assuming a pseudo shim coil current corresponding to a uniform offset magnetic field, a highly uniform static magnetic field can be achieved with a small number of iterations of computation. Particularly, in ideal shimming, it is necessary to perform the test while the subject is placed in the imaging region. Therefore, it is very important to reduce the time required for shimming. By reducing the time required for shimming, the burden on the subject can be minimized.

【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]

第１図は、本発明の一実施例装置のブロックダイヤグラ
ム； 第２図は、第１図の装置で使用される二重同調型RFコイ
ル構成を示す線図； 第３図は、第２図で使用されるヘルムホルツコイルを示
す線図； 第４図は、第２図で用いられるようなヘルムホルツコイ
ルの等価回路図； 第５図は、第２図で用いられる周波数ダイプレタサのダ
イヤグラム； 第６図は、第1,2図のダイヤグラムの送信／受信スイッ
チを表わすダイヤグラム； 第７図は、第１図のシステムで使用されるコンピュータ
プログラムのフローチャート； 第8A図，第8B図は、第７図の自動補正プロセスで用いら
れるピーク取出しサブルーチンを詳しく表わしたフロー
チャート； 第９図は、本発明の自動補正プロセスによる¹H収集シー
ケンスを表わすタイミングチャート 第10図は、第１図システムの撮影領域に対する磁場強度
測定図； 第11図は、従来のMRSIによる³¹Pスペクトルのプロット
図、 第12図は、本発明の自動補正実施前の水のファントムの
磁場マップ； 第13図は、本発明の自動補正を１回反復した後のファン
トムの磁場マップ； 第14図は、手動による補正を実行した後の、人体の脳の
リンMRSI走査のスペクトル； 第15図は、本発明による自動補正を２回反復実行後の、
人体の脳のリンMRSI走査のスペクトルである。 10…被検体 12…静磁場 14…イメージングボリューム 18‥シムコイル 20…送信／受信スイッチ 32…コントロールコンピュータ 36…データ収集／表示コンピュータ 230…周波数ダイプレクサFIG. 1 is a block diagram of an apparatus according to an embodiment of the present invention; FIG. 2 is a diagram showing a double tuned RF coil configuration used in the apparatus of FIG. 1; FIG. 3 is FIG. FIG. 4 is an equivalent circuit diagram of a Helmholtz coil as used in FIG. 2; FIG. 5 is a diagram of a frequency diplexer used in FIG. 2; FIG. 7 is a diagram showing a transmission / reception switch of the diagrams of FIGS. 1 and 2; FIG. 7 is a flowchart of a computer program used in the system of FIG. 1; FIGS. 8A and 8B are diagrams of FIG. flowchart showing the details peak extraction subroutine used in the automatic correction process; FIG. 9 is a timing chart Figure 10 representing a ¹ H acquisition sequence by automatic correction process of the present invention, the Field strength measurement diagram for the imaging region of FIG system; FIG. 11 is plot of ³¹ P spectra by conventional MRSI, FIG. 12, the magnetic field maps of the water phantom front automatic correction execution of the present invention; FIG. 13 FIG. 14 is a magnetic field map of a phantom after one iteration of the automatic correction of the present invention; FIG. 14 is a spectrum of a phosphorus MRSI scan of a human brain after performing a manual correction; FIG. After automatic repetition of two times,
5 is a spectrum of a phosphorus MRSI scan of a human brain. 10… Subject 12… Static magnetic field 14… Imaging volume 18 ‥ Shim coil 20… Transmit / receive switch 32… Control computer 36… Data acquisition / display computer 230… Frequency diplexer

フロントページの続き (72)発明者 ケイ クリスティン ハウリスコ アメリカ合衆国 94403 カリフォルニ ア州 サン マテオ ジョージ アベニ ュー 4106番地 (56)参考文献 特開 昭61−98247（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−9528（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−155836（ＪＰ，Ａ) Ｓｉｅｍｅｎｓ Ｆｏｒｓｃｈｕｎｇ ｓ−ｕｎｄ Ｅｎｔｗｉｃｋｌｕｎｇｓ ｂｅｒｉｃｈｔｅ，Ｂｄ，８，Ｎｒ. ６，Ｐ．326−331（1979) Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｐｈｙｓｉｃ ｓ Ｅ：Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｉｎｓ ｔｒｕｍｅｎｔｓ，Ｖｏｌ．18，Ｎｏ. ３，Ｐ．224−227（1985) (58)調査した分野(Int.Cl.⁶，ＤＢ名) A61B 5/055Continuation of the front page (72) Inventor Kay Kristin Haurisco United States 94403 California San Mateo George Avenue 4106 (56) References JP-A-61-98247 (JP, A) JP-A-3-9528 (JP, A) JP-A-1-155836 (JP, A) Siemens Forschungs-und Entwicklungs berichte, Bd, 8, Nr. 326-331 (1979) Journal of Physics E: Scientific Instruments, Vol. 18, No. 3, p. 224-227 (1985) (58) Fields investigated (Int. Cl. ⁶ , DB name) A61B 5/055

Claims (22)

(57)【特許請求の範囲】(57) [Claims] 【請求項１】シムコイルS1,…,Snを有し、撮影領域内の
見掛け上の静磁場Boの均一性を調整するに当り、 前記撮影領域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（MRSI）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I1,…,Inおよび擬似シムコイルSn＋１
に対する擬似電流値In＋１を計算してから前記シムコイ
ルS1,…,Snに供給することにより、前記撮影領域内に実
質的により均一なBo強度を確立する第２手段とを備え、 前記擬似電流値In＋１は、均一なオフセットを前記撮影
領域内の磁場Boに印加できることを仮定したものでるこ
とを特徴とする磁気共鳴装置。1. A method for adjusting the uniformity of an apparent static magnetic field Bo in an imaging region, comprising shim coils S1,..., Sn, wherein an actual static magnetic field Bo at a corresponding position in the imaging region is adjusted.
First means for generating a map array of magnetic resonance spectroscopic imaging (MRSI) data representing intensity; and using the spectroscopic imaging data, a shim correction current I1,..., In and a pseudo shim coil Sn + 1
And a second means for establishing a substantially more uniform Bo intensity in the photographing region by calculating a pseudo current value In + 1 for the pseudo current value In + 1, and supplying the pseudo current value In + 1 to the shim coils S1,. Is based on the assumption that a uniform offset can be applied to the magnetic field Bo in the imaging region. 【請求項２】前記第１手段によってMRSIシーケンス中に
NMR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なされており、
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１記載の磁気共鳴
装置。2. The method according to claim 1, wherein said first means performs an MRSI sequence.
Generates NMR spin echoes, which have been subjected to two-dimensional phase encoding with gradient pulses,
2. The magnetic resonance apparatus according to claim 1, wherein spectroscopic data representing an NMR frequency of a hydrogen nuclide at a corresponding position is generated by a three-dimensional Fourier transform. 【請求項３】更に、 前記複数のシムコイルの各々に対し、前記撮影領域内の
対応する位置における単位電流当りの磁場Bo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
記シム補正電流および擬似シムコルSn＋１に対する擬似
電流値In＋ｌを最適フイツティングアルゴリスムを駆使
して発生させたことを特徴とする請求項１記載の磁気共
鳴装置。3. A means for generating, for each of the plurality of shim coils, a calibration map of magnetic resonance spectroscopic imaging data representing a difference of a magnetic field Bo per unit current at a corresponding position in the imaging region. The pseudo-current value In + 1 for the shim correction current and the pseudo-simcor Sn + 1 is generated by the second means using the calibration map by making full use of an optimal fitting algorithm. The magnetic resonance apparatus according to claim 1. 【請求項４】前記最適フイツティングアルゴリズムは、
前記補正電流I1,…,Inおよび擬似シムコイルSn＋１に対
する擬似電流値In＋１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３記載の磁気共鳴装
置。4. The optimal fitting algorithm according to claim 1,
Utilizing the correction currents I1,..., In and the pseudo current value In + 1 for the pseudo shim coil Sn + 1 and the calibration map,
4. The magnetic resonance apparatus according to claim 3, comprising a least square method of a Bo + shim coil magnetic field for a uniform spatial distribution. 【請求項５】前記校正マップを発生させる手段に、 前記撮影領域内に配置され、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３記
載の磁気共鳴装置。5. The magnetic resonance apparatus according to claim 3, wherein the means for generating the calibration map includes a phantom disposed in the imaging region and substantially extending in the direction of the magnetic field Bo. . 【請求項６】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１記載の磁気
共鳴装置。6. The first means generates spectroscopic data for each of the positions, the data including NMR data in a frequency domain and an automatic peak extracting program. 2. The magnetic resonance apparatus according to claim 1, wherein the determined NMR nuclide response peak frequency is selected as spectral data representing the intensity of the magnetic field Bo at a corresponding position. 【請求項７】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１記載の磁気共鳴装置。7. The method according to claim 1, wherein the first means uses a multi-dimensional phase encoding and a multi-dimensional Fourier transform without applying a frequency encoding gradient magnetic field during the reading of the NMR signal for generating the spectroscopic imaging data. The magnetic resonance apparatus according to claim 1, wherein: 【請求項８】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１記載の磁気共鳴装
置。8. A magnetic resonance apparatus according to claim 1, wherein said first means derives an NMR spin echo signal and generates said spectrum data therefrom. 【請求項９】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１記載の磁気共鳴装
置。9. The first means is provided with a mass-tuned RF coil structure, comprising a plurality of pairs of resonant Helmholtz coils capacitively coupled to each other, wherein each of the Helmholtz coils resonates with a corresponding NMR nuclide. 2. The magnetic resonance apparatus according to claim 1, wherein the magnetic resonance apparatus is tuned so as to perform tuning. 【請求項１０】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／出力ポートに組合わ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９記載の磁気共鳴装置。10. The first means is provided with a frequency multiplexer, the multiplexer comprising:
A plurality of band-pass / band-stop filters connected to combine a plurality of resonance NMR signals of a plurality of frequencies from the resonance coil pair into a common input / output port, each of which is separated from another coil pair 10. The magnetic resonance apparatus according to claim 9, further comprising frequency selection transmission / reception switch means for connecting the common input / output port to an RF signal transmission / reception circuit. 【請求項１１】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10記載の磁気共鳴装置。11. A transmission / reception switch means comprising:
11. The magnetic resonance apparatus according to claim 10, wherein an RF transmission line having a length substantially equal to an odd multiple of 1/4 wavelength with respect to an RF signal generated from the NMR nuclide is provided. 【請求項１２】更に、 予じめ決められた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撮影領域を規定することを特徴
とする請求項１記載の磁気共鳴装置。12. A means for generating a positioning image by utilizing a phase and frequency encoded NMR signal from a predetermined NMR nuclide, thereby providing a more uniform magnetic field Bo.
2. The magnetic resonance apparatus according to claim 1, wherein an imaging region corrected so as to be defined is defined. 【請求項１３】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
との間で送受信するように調整した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送受信回路と； 予じめ決められた撮影領域に対して静磁場Bo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AI1,…,AInを対
応するシムコイルS1,…,Sn中に流すことによって制御可
能な複数個の補正用シムコイルS1,…,Sn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Gx,Gy,Gzと； RF信号の送受信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）前記撮影領域内の実際の磁場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AI1,…,AInおよび均一なオフセット磁場を生成する仮
想的な疑似シムコイルSn＋１に対応する擬似電流値AIn
＋１を計算し； ３）これら補正電流値を用いて、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装置。13. An RF coil tuned to resonate at a plurality of frequencies f1 and f2 and adjusted to transmit and receive an RF signal at these frequencies to and from an object to be imaged; Transmitting RF signals at the plurality of frequencies, and (b) transmitting the RF signals at the plurality of frequencies from the RF coil.
An RF transceiver circuit coupled to receive the RF signal; a main magnet for generating a static magnetic field Bo for a predetermined imaging area; ,, a plurality of correction shim coils S1,..., Sn that can be controlled by flowing AIn into the corresponding shim coils S1,..., Sn; Gx, Gy, Gz; control means connected to control the RF signal transmission / reception sequence in cooperation with the gradient magnetic field pulse to generate MRSI data, wherein the control means is provided with correction control means, 1) generating a map of spectroscopic imaging data representing the intensity of the actual magnetic field Bo in the imaging region; 2) the spectrometer for making the intensity of the magnetic field Bo more uniform. Corrected current value AI1 based on COPIC imaging data, ..., pseudo current value corresponding to a virtual pseudo shim coils Sn + 1 to generate a AIn and uniform offset field AIn
3) The magnetic resonance apparatus characterized in that the intensity of the magnetic field Bo is made substantially more uniform than before generating the MRSI data by using these corrected current values. 【請求項１４】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NMR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
的に短絡するとシャント（分流）PIN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13記載の磁気共鳴装置。14. An RF transmitter / receiver separating circuit, further comprising an RF transmitter / receiver separating circuit connected between said RF transmitter / receiver circuits and having an odd multiple of 1/4 wavelength of a plurality of NMR nuclides. An RF transmission line having substantially the same effective length; and a shunt (division) PIN diode and a bias circuit associated therewith when selectively terminating the end of the transmission line closest to the receiving circuit. 14. The magnetic resonance apparatus according to claim 13, wherein: 【請求項１５】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のシャントPINダイオードとを更に設
けたことを特徴とする請求項14記載の磁気共鳴装置。15. The method of claim 1, further comprising the step of: connecting in series between said transmission line and said receiver circuit, at all received NMR frequencies.
A second RF transmission line having an effective length of less than 0.2 wavelength, and a second shunt PIN diode for selectively short-circuiting an end of the transmission line closest to the receiver. 15. The magnetic resonance apparatus according to claim 14, wherein: 【請求項１６】磁気共鳴装置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S1,…,Snの第１の電流I1,…,In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、 （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AI1,…,A
Inおよび均一なオフセット磁場を生成する仮想的な疑似
シムコイルSpに対する疑似電流Ip組合せを演算し、これ
によってこのＢ磁場分布中の偏差を最小値化する手段
と、更に、 （ｃ）前記補正シムコイル電流値AI1,…,AInおよび疑似
電流Ipをそれぞれ対応するシムコイルS1,…,Snに供給す
る手段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴装置。16. Adjusting the currents of a plurality of shim coils in a magnetic resonance apparatus using (a) a combination of first currents I1,..., In of shim coils S1,. Means for mapping the distribution of the static magnetic field B by means of: (b) using the calibration matrix of the static magnetic field distribution generated by the individual shim coils and the measured existing static magnetic field distribution to provide the corrected shim coil currents AI1,.
Means for calculating a pseudo current Ip combination for the virtual pseudo shim coil Sp that generates an In and a uniform offset magnetic field, thereby minimizing the deviation in the B magnetic field distribution; and (c) the correction shim coil current Means for supplying the values AI1, ..., AIn and the pseudo current Ip to the corresponding shim coils S1, ..., Sn, respectively. 【請求項１７】（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）とを繰返す手段とを、更に設けたこと
を特徴とする請求項16記載の磁気共鳴装置。(E) means for performing the mapping step again; (e) means for comparing the final uniformity of the static magnetic field distribution with a predetermined maximum allowable deviation; 17. The magnetic resonance apparatus according to claim 16, further comprising: (f) means for repeating steps (b) and (c) when the maximum allowable value is exceeded. 【請求項１８】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16
記載の磁気共鳴装置。18. The apparatus according to claim 16, further comprising means for generating at least one magnetic resonance image, wherein an imaging region in which the uniformity of the static magnetic field distribution is to be corrected is defined.
The magnetic resonance apparatus according to claim 1. 【請求項１９】前記補正電流を調整した後に、前記被検
体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16記載の磁気共鳴装置。19. A magnetic resonance spectroscopic imaging (MRSI) for another NMR nuclide without moving the subject from the imaging area after adjusting the correction current.
17. The magnetic resonance apparatus according to claim 16, further comprising means for collecting data. 【請求項２０】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19記載の磁気共鳴装置。20. A magnetic resonance apparatus according to claim 19, wherein said mapping means is provided with a set of multi-tuned RF coils coupled to said imaging region. 【請求項２１】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コイル対の各々
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RF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。21. A resonant Helmholtz coil for use in magnetic resonance spectroscopic imaging, comprising a plurality of pairs, each pair of the coils being capacitively coupled to each other, and further comprising a plurality of position-adjustable loads and couplings. With a loop,
A multi-tunable RF coil, wherein one of the loops is inductively coupled to each of the Helmholtz coil pairs and supplied to and coupled to each associated separate RF transmission line. 【請求項２２】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21記載
のRFコイル。22. A frequency multiplexer, comprising a plurality of bandpass / bandstop filters, each of which is connected at one end to a corresponding one of said transmission lines and at the other end. 22. The RF coil according to claim 21, wherein the filters are connected together to a common RF input / output port.