(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ある領域に分極磁場Ｂ0 を生成するための磁石と、前記領域に配置された撮像対象に磁場勾配を生成するための勾配コイル・アセンブリとを含むＭＲＩシステムにおいて用いられるフィールド周波数ロック・システムであって、
勾配コイル・アセンブリの外側で、かつ、分極磁場Ｂ0 が生成される領域内に配置されたマイクロコイルと、
マイクロコイル近傍に配置されていて、ＲＦパルスにより前記マイクロコイルに付勢されたときに信号を発生する材料を含んでいる共鳴サンプルと、
前記マイクロコイルに印加されるＲＦパルスを発生する送信手段と、
前記共鳴サンプルの材料によって作られる前記マイクロコイルから信号を獲得する受信手段と、
前記獲得された信号の周波数と、前記分極磁場Ｂ0 が公称値である場合に前記共鳴サンプルの材料によって発生される周波数に対応する基準周波数との間の差周波数（Δω）を測定する周波数コンパレータと、
前記差周波数（Δω）に応答して、前記分極磁場Ｂ0 の強さの変化に対して、前記対象のスキャンを行うときの前記ＭＲＩシステムの動作を補償する手段と、を有するフィールド周波数ロック・システム。
【請求項２】
前記ＭＲＩシステムは、ＲＦ励起パルスを発生して、前記対象のスキャン中にＮＭＲ信号を獲得する送受信器を含み、前記ＭＲＩシステムの動作を補償する手段は前記送受信器によって使われる基準信号の周波数を調整する請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記共鳴サンプルはフッ素のスピン（19Ｆ）を含む請求項１に記載のシステム。
【請求項４】
前記マイクロコイルは共鳴サンプルの回りに巻かれている請求項２に記載のシステム。
【請求項５】
前記共鳴サンプルの材料は、核磁気共鳴信号を発生する請求項１に記載のシステム。
【請求項６】
前記勾配コイル・アセンブリは能動的に遮蔽され、前記マイクロコイルは前記能動的な遮蔽の外に配置される請求項１に記載のシステム。
【請求項７】
ＭＲＩシステムの分極磁場の変化に対して前記ＭＲＩシステムを補償する方法であって、
分極磁場内で磁場勾配が最小である場所に配置されたマイクロコイルを監視する工程と、
前記マイクロコイル近傍に配置された共鳴サンプルからＮＭＲ信号を獲得する工程と、
前記獲得されたＮＭＲ信号の周波数と、前記分極磁場が公称値をもつ場合に前記共鳴サンプルによって発生されるＮＭＲ信号を示す基準信号の周波数とを比較することによって、差信号を生成する工程と、
前記分極磁場の変化を相殺するための、前記ＭＲｌシステムに対する補償信号を、前記差信号から生成する工程と、
を有する方法。
【請求項８】
前記共鳴サンプルは、前記ＭＲＩシステムを使ってスキャンされる対象によって生成される前記ＮＭＲ信号とは実質的に異なる周波数をもつＮＭＲ信号を発生する請求項７に記載の方法。
【請求項９】
前記共鳴サンプルはフッ素のスピン（19Ｆ）を含み、前記方法は前記共鳴サンプルの温度を制御して、それを一定温度に保つことを備える請求項８に記載のシステム。
【請求項１０】
前記補償信号を使って、前記ＭＲＩシステムの基準信号の周波数を調整する請求項７に記載のシステム。
【請求項１１】
前記調整された基準信号をスキャン中に使って、スキャン中に発生されるＮＭＲ信号を復調する請求項１０に記載のシステム。
【請求項１２】
前記調整された基準信号を使って、スキャン中にＲＦ励起パルスを発生する請求項１０に記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明の分野は核磁気共鳴（ＮＭＲ）方法とシステムである。特に、本発明は分極磁場の変化を補償するＮＭＲシステムに関する。
【０００２】
【従来の技術】
人間の組織などの物質に均一な磁場（分極磁場Ｂ0 ）を与えたとき、組織の各スピンの磁気モーメントはこの分極磁場と整列しようとするが、それらの固有のラーモア回転数でランダムにその回りを歳差運動する。もし、その物質、即ち、組織にｘ−ｙ平面上でラーモア回転数に近い磁場（励起磁場Ｂ1 ）が与えられると、正味の整列したモーメントＭZ がＸ−Ｙ平面へ回転すなわち「傾く」ので、正味の横磁気モーメントＭｔが生じる。励起信号Ｂ1 が終結した後、励起されたスピンによってＮＭＲ信号が放出され、この信号は受信して処理することができる。
【０００３】
これらのＮＭＲ信号を用いて画像を生成するときは、磁場勾配（Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚ）を利用する。典型的には、一連の測定サイクルで撮像対象の領域をスキャンする。このサイクル内では、それらの勾配は利用される特定の局所化方法によって異なる。周知の多くの再構成法のうちの１つを使って画像を再構成するために、得られた受信ＮＭＲ信号の組がデジタル化され処理される。
【０００４】
２〜３秒から１５秒の期間を持ち得る一連の撮像シーケンス中に、分極磁場Ｂ0 が安定であることが必要となる。非常に高いレベルの安定性が必要であり、典型的には、０．１から数ｐｐｍ（百万分率）の変化がスペクトル、即ち、画像を劣化させる。そのため、安定性に対する要求は非常に厳しく、特に、超伝導磁石と比べて、抵抗性永久磁石でそれを達成するのは難しい。
【０００５】
外部擾乱（例えば、エレベータ等の移動する鉄の塊）や磁石系の欠陥が不安定さを引き起こすことがある。抵抗性磁石の欠陥には磁気電流の不安定さとコイルの熱収縮が含まれる。永久磁石では、周囲温度が磁石の大きさとその材料によって生み出される磁力線の両方に影響を与えるため、この種の磁石は熱的変動に対して非常に敏感である。
【０００６】
分極場の安定性の必要条件については、マコフスキに付与された米国特許第４，６２３，８４３号及びホーンズフィールドに付与された米国特許第４，４１７，２０９号に述べられている。そこでは、分極磁場ΔＢ0 の不要な変動の存在を測定する方法とその測定信号を使ってΔＢ0 を補償する方法について教示している。このΔＢ0 測定は、Ｂ0 場領域内であるが撮像対象の外に置かれた別個の基準サンプルを使い、ＮＭＲによって実行される。基準サンプルは別個に、即ち、対象と同じＲＦ励起磁場によって励起させることができる。サンプルからの基準信号により、Ｂ0 ＋ΔＢ0 に比例するｆ0 ＋Δｆ0 の周波数をもつＮＭＲ信号が発生される。測定された周波数の変化Δｆ0 を使って、対象から受信したＮＭＲ信号が復調されるので、受信中にΔＢ0 の不安定さを補償できる。また、対象が励起中に分極場Ｂ0 の強さを補償する方法についても記述されている。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
ΔＢ0 を補償する従来のシステムには幾つかの問題があった。分光シーケンス、即ち、撮像シーケンスで使う勾配によって、Ｂ0 を測定する点にさらに別の磁場が発生するが、これらは非常に急速に変化する。このため、連続測定用ＮＭＲプローブを使うことは不可能である。従って、ＮＭＲのＢ0 センサーをパルス・モードで使う必要がある。これは、スキャン期間の一部の時間でだけで補償信号を使うことができることを意味する。このことがその使用を困難にする。何故ならば、必要なときに信号を供給するためには、撮像パルス・シーケンスと調和して行う必要があるからである。
【０００８】
磁場勾配の別の問題は、それらの磁場勾配によってセンサーから獲得可能なＮＭＲ信号が減ることである。何故なら、それらによって検出可能な量のＮＭＲ信号が位相分散(dephase) されるからである。結局、各パルスに対して得られる核自由歳差運動信号の区間が短くなる。このことは、センサーが検出可能な量はあまり多くてはいけないことを意味する。結局、ＮＭＲセンサーの信号対ノイズ（Ｓ／Ｎ）比は最良でも必要とされる値より少し良く、最悪の場合は最終的な画像の質を劣化させる。
【０００９】
米国特許第５，４８８，９５０号に開示されているように、これらの問題を解決するために電子スピン共鳴（ＥＳＲ）が分極磁場の変化の測定手段として使われている。ＮＭＲの場合と同様に、ＥＳＲでは強分極磁場を利用して共鳴信号を測定する。しかし、ＥＳＲでは、共鳴信号は原子核ではなく電子によって発生される。典型的には、ＥＳＲはマイクロ波周波数で動作し、ＮＭＲで使われるものとは実質的に異なる電子装置とコイル構造を必要とする。
【００１０】
近年、ＮＭＲ分光法とＮＭＲイメージング（撮像）で使うために、「マイクロコイル」と呼ばれるＲＦコイルが開発されている。米国特許第５，６８４，４０１号及び同第５，６５４，６３６号に開示されているように、分光法でマイクロコイルを使うことで非常に小さなサンプルからＮＭＲ信号を得ることができる。また、米国特許第５，６５５，２３４号に開示されているように、ＮＭＲ撮像の用途でマイクロコイルが使われ、それを医療機器（例えば、カテーテル、生検針等）に組み込んで患者の位置を決定する信号が生成される。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
本発明は、ＮＭＲシステムのためのフィールド周波数ロック(lock)システムであり、該システムでは、マイクロコイルと共鳴サンプルを、スキャン中にＮＭＲシステムによって生成される勾配磁場から実質的に遮蔽される場所でＮＭＲシステムの分極磁場内に配置する。マイクロコイルを付勢するすることによって共鳴サンプルを励起し、この共鳴サンプルによって発生される信号を獲得し分析することでその共鳴周波数を確定する。この共鳴周波数の測定値を使ってＮＭＲシステムの分極磁場の変化を確定し、補正信号を生成する。この補正信号を使って分極磁場の強さを補償し、または、それらを使って対象のスキャン中にＮＭＲシステムで使われるＲＦ基準周波数を変調（変更）する。
【００１２】
【好適な実施形態の説明】
まず図１を参照すると、本発明を実施する好適なＭＲＩシステムの主な構成要素が示されている。本システムの動作は、キーボードと制御パネル１０２とディスプレイ１０４を含むオペレータ・コンソール１００から制御される。コンソール１００は、画像を生成しスクリーン１０４に表示させる制御をオペレータが行うことを可能にする別個のコンピュータ・システム１０７とリンク１１６を介して通信する。コンピュータ・システム１０７は、バックプレーンを介して互いに通信する多数のモジュールを備える。これらは、画像プロセッサ・モジュール１０６、ＣＰＵモジュール１０８、画像データ配列を格納するフレーム・バッファとして知られるメモリ・モジュール１１３を備える。コンピュータ・システム１０７は、画像データ配列を格納するフレーム・バッファとして知られるディスク記憶装置１１１とテープ・ドライブ１１２に接続されており、別個のシステム制御部１２２と高速シリアル・リンク１１５を介して通信する。
【００１３】
システム制御部１２２はバックプレーンで互いに接続された一連のモジュールを備える。これらは、ＣＰＵモジュール１１９と、シリアル・リンク１２５を介してオペレータ・コンソール１００と接続するパルス発生器モジュール１２１を備える。システム制御部１２２は、実行されるスキャンシーケンスを指示するオペレータからのコマンドをリンク１２５を介して受信する。パルス発生器モジュール１２１は、必要なスキャン・シーケンスを実行するシステム要素を動作させる。それは、発生されるＲＦパルスのタイミング、強さ、波形と、データ獲得窓のタイミングと長さを示すデータを生成する。パルス発生器モジュール１２１は勾配増幅器集合１２７に接続され、スキャン中に生成される勾配パルスのタイミングと波形を示す。パルス発生器モジュール１２１で生成された勾配波形は、Ｇｘ増幅器、Ｇｙ増幅器及びＧｚ増幅器を含む勾配増幅器システム１２７に適用される。各勾配増幅器は、一般的に１３９で示される、対応するアセンブリ中の勾配コイルを励起させ、位置符号化中に信号を獲得するために使う磁場勾配を生成する。
【００１４】
勾配コイル・アセンブリ１３９は、分極磁石１４０と全身用ＲＦコイル１５２を含む磁石アセンブリ１４１の一部を構成する。システム制御部１２２の送信モジュール１５０は、ＲＦ増幅器１５１によって増幅され、送信／受信スイッチ１５４によってＲＦコイル１５２に供給されるパルスを発生する。患者の励起した原子核によって放出された信号を同じＲＦコイル１５２によってセンスして、送信／受信スイッチ１５４を介して前置増幅器１５３に供給することができる。ＮＭＲ信号は送受信器１５０の受信部で復調され、濾波され、デジタル化される。送信／受信スイッチ１５４はパルス発生器モジュール１２１からの信号によって制御され、送信モードではＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続し、また、受信モードでは前置増幅器１５３を接続する。また、送信／受信スイッチ１５４により、送信モードか受信モードのいずれか一方で別個のＲＦコイル（例えば、頭部コイル、もしくは、表面コイル）を使うことが可能になる。
【００１５】
ＲＦコイル１５２によって取り込まれたＮＭＲ信号は、送信モジュール１５０によってデジタル化され、システム制御部１２２のメモリ・モジュール１６０に送信される。スキャンが終わり全データ配列がメモリ・モジュール１６０に取りこまれると、アレイ・プロセッサ１６１はデータをフーリエ変換して分光データ配列又は画像データ配列を生成する。このデータはシリアル・リンク１１５を介してコンピュータ・システム１０７に送られ、ディス・クメモリ１１５に格納される。オペレータ・コンソール１００から受信するコマンドに応答して、テープ・ドライブ１１２にこの画像データを保存するか、もしくは、画像プロセッサ１０６によって処理されて、オペレータ・コンソール１００に送られ、ディスプレイ１０４に表示される。
【００１６】
以下でより詳細に説明するが、パルス発生器モジュール１２１はフィールド周波数ロック・システム１２９の動作も制御する。ロック・システム１２９は、分極磁場の強さＢ0 の変化を測定するマイクロコイル１３０を使って動作し、システム制御部１２２のＣＰＵモジュール１１９に対する補正信号を生成する。
【００１７】
特に図１と図２を参照すると、送受信器１５０は、電力増幅器１５１を介してコイル１５２ＡにＲＦ励起磁場Ｂ1 を生成させ、またコイル１５２Ｂに誘導する信号を受信する。上に示したように、コイル１５２Ａ及び１５２Ｂは図２に示すように別々のコイルであるか、もしくは、図１に示すように１つの全身用コイルでもよい。ＣＰＵモジュール１１９とパルス発生器モジュール１２１からデジタル信号の集合（ＣＦ）を受信する周波数合成器２００の制御下で基底、即ち、キャリア周波数のＲＦ励起磁場が生成される。これらのデジタル信号は、出力点２０１で生成されたＲＦキャリア信号の周波数と位相を示す。以下で詳細に説明するが、このＲＦキャリアの周波数は、フィールド周波数ロック・システム１２９によって生成された補正信号によって変えられる。指定されたＲＦキャリアはモジュレータとアップコンバータ２０２に供給され、パルス発生器モジュール１２１から受信した信号Ｒ（ｔ）にも応答してその振幅が変調される。信号Ｒ（ｔ）は生成されるＲＦ励起パルスの包絡線を規定するものであり、格納された一連のデジタル値を連続的に読み出すことによってモジュール１２１で生成される。必要なＲＦパルス包絡線を生成できるように、格納されたこれらのデジタル値を、今度は、オペレータ・コンソール１００から変更することができる。
【００１８】
出力点２０５に生じるＲＦ励起パルスの強さは、バックプレーン１１８からデジタルコマンドＴＡを受信する励起減衰回路２０６によって減衰される。減衰されたＲＦ励起パルスは、ＲＦコイル１５２Ａを駆動する電力増幅器１５１に供給される。送受信器１５０のこの部分の詳細については、援用文献である米国特許第４，９５２，８７７号を参照されたい。
【００１９】
引き続き図１と図２を参照すると、対象から生成された信号は、受信コイル１５２Ｂで取りこまれ、前置増幅器１５３を介して受信減衰器２０７に入力される。受信減衰器２０７はその信号をバックプレーン１１８から受信したデジタル減衰信号（ＲＡ）によって決定される量分増幅する。
【００２０】
受信信号はラーモア周波数で、もしくは、その回りの周波数をもち、この高周波数信号はダウンコンバータ２０８によって２段階の処理がなされて下方変換される。ここで、このダウンコンバータは、まずＮＭＲ信号とライン２０１上のキャリア信号を混合し、次にその結果の信号とライン２０４上の２０５Ｍｈｚの基準信号を混合する。この下方変換されたＮＭＲ信号は、アナログ−デジタル（Ａ／Ｄ）コンバータ２０９に入力される。ここで、このコンバータはアナログ信号をサンプリングしデジタル化して、デジタル検出器とプロセッサ２１０に供給する。このプロセッサは、受信信号に対応する１６ビットの同相（Ｉ）値と１６ビットの直角成分（Ｑ）値を生成する。デジタル化された受信信号のＩ値とＱ値のストリームは、バックプレーン１１８を通って、画像の再構成に必要なメモリ・モジュール１６０に出力される。
【００２１】
２５０ｋＨｚのサンプリング信号と５、１０、６０Ｍｈｚの基準信号はもとより２．５Ｍｈｚの基準信号が基準周波数発生器２０３によって、共通の２０Ｍｈｚのマスタークロック信号から生成される。その受信器をより詳細に説明するために、援用文献である米国特許第４，９９２，７３６号が引用される。
【００２２】
特に図３を参照すると、フィールド周波数ロック・システムは、パルス発生器モジュール１２１から２５２で受信するゲート制御信号に応答してロック・システムを制御する制御回路２５０を備える。ロック・システム１２９は、マイクロコイル１３０によって囲まれたサンプルの共鳴周波数で基準周波数を発生する周波数発生器２５４を備える。好適な本実施形態では、共鳴サンプルは磁気回転比γ＝２．５１８１ｘ１０8 をもつ19Ｆを含む。基準周波数は、ＭＲｌシステムの分極場の「公称」の強さＢｎを用いて以下のように確定される。
【００２３】
ωr ＝γＢｎ
その基準周波数は、基準周波数を中心とする広帯域のＲＦ励起パルスを発生する送信器２５６に供給される。ＲＦパルスはフリップ角９０°をもち、送信／受信スイッチ２５８を介して送られ、同軸ケーブル２６０とインピーダンス整合回路２６２を介してマイクロコイル１３０に供給される。
【００２４】
マイクロコイル１３０によって生成されたＲＦ磁場により、共鳴サンプルに含まれる19Ｆのスピンを横方向に磁化させるので、自由誘導減衰（ＦＩＤ）ＮＭＲ信号が発生され、マイクロコイル１３０によって受信される。送信／受信スイッチ２５８は受信モードに切り換えられるので、ＮＭＲ信号が受信器２６４に供給され増幅される。この受信信号の周波数は、実際の分極場の強さ（ＢA ）：
ωA ＝γＢA
によって確定される。基準周波数ωr と周波数ωA の両方の受信ＮＭＲ信号が周波数コンパレータ２６６に与えられる。出力点２６８での差周波数Δωは、その公称値Ｂｎからの分極磁場の変化（ΔＢ）を示す。
【００２５】
Δω＝ωr −ωA ＝γＢｎ−γＢA
ΔＢ  ＝Δω／γ
。
【００２６】
この分極磁場ΔＢの変化を計算することが可能であり、これを用いてトリム・コイル（不図示）を駆動できる。そのトリム・コイルは分極磁場Ｂ0 を、それが公称値Ｂｎと等しくなるように直接的に補償する。しかしながら、ここで説明するが、好適な本実施形態では、送受信器の周波数合成器２００（図２）によって発生される基準周波数２０１を調整することによってその補償が実行される。
【００２７】
19Ｆスピンの共鳴周波数は図１のＭＲＩシステムによって撮像される 1Ｈスピンの共鳴周波数と異なるので、差周波数Δωを直接的に使うことができない。その代わり、差周波数信号Δωをマルチプライヤ２７０に供給して、 1Ｈと19Ｆそれぞれの磁気回転定数の比によって確定される因子とそれの乗算を行う。即ち、
因子＝γＨ／γＦ＝２．６７５１９ｘ１０8／２．５１８１ｘ１０8
因子＝１．０６２３８
その結果の周波数補償値は、マルチプライヤから２７２に出力されて、システム制御部１１２のＣＰＵモジュール１１９（図１）に供給される。次に、図２について上述したように、ＣＰＵモジュール１１９は周波数コマンド（ＣＦ）を対応する量分補正して、送受信器基準周波数を調整する。
【００２８】
特に図４を参照すると、マイクロコイル・アセンブリはマイクロコイル１３０とサンプル保持部２８０を備える。マイクロコイル１３０とサンプル保持部２８０の大きさは、磁場勾配による長さ（Ｌ）と直径（Ｄ）方向の磁場の強さの変化を減らすために最小化される。他方、共鳴サンプルの大きさは、ＳＮＲをもつＮＭＲ信号を発生するように十分大きくなくてはならない。その正確な大きさは、利用される特定のＭＲＩシステムと、勾配磁場が実質的に消える位置にマイクロコイル１３０を定める能力から決定される。図１で示す好適な本実施形態では、マイクロコイル１３０はシステムのアイソセンタに近いが、勾配コイル・アセンブリ１３９の外側に定めれられる。米国特許第５，３７８，９８９号及び同第５，２９６，８１０号に開示される実際の勾配シールドをＭＲｌシステムで使って、勾配コイル・アセンブリ１３９の直径の外側に生成される勾配磁場を最小化することができる。従って、マイクロコイル１３０は、分極磁場Ｂ0 内だが、勾配磁場が実質的に抑制される位置に配置される。
【００２９】
また、サンプル保持部２８０とその回りのマイクロコイル１３０の範囲も、残りの勾配場によって確定される。もしマイクロコイル１３０によって検出される勾配場Ｇｘ，Ｇｙ及びＧｚのそれぞれが実質的に等しいなら、ＤとＬの大きさも実質的に同じである。しかしながら、勾配場の一つはその他のものより実質的に小さくてもよく、この場合、Ｌの大きさはＤより大きくてよい。この場合、マイクロコイル１３０とサンプル保持部２８０の長軸は勾配場の方向に沿って位置合わせされている。
【００３０】
潜在的なＲＦ干渉問題を避けるために、フィールド周波数ロック・システムによって使われる共鳴サンプルは、非陽子核(non-proton nuclei) を利用する。好適な本実施形態では磁気回転比（γ）が比較的高いフッ素（19Ｆ）を用いる。過フルオロ−ｔ−ブチルアルコール［（ＣＦ３）３ＣＯＨ］とテトラフッ化炭素フレオン１４を含む化合物を使ってもよい。両方とも液状で高濃度の19Ｆスピンをもち、一つの化学シフトだけがある。温度に対して敏感なため、マイクロコイル・アセンブリ温度を調整する、即ち、生成された補正信号を温度補償する必要があるかもしれない。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を利用したＭＲｌシステムのブロック図である。
【図２】図１のＭＲＩシステムの一部を構成する送受信器の電気的ブロック図である。
【図３】図１のＭＲＩシステムの一部を構成するフィールド周波数ロック・システムの電気的ブロック図である。
【図４】図３のシステムで使う好適なマイクロコイルの模式図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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