JP2001258865A - Ｎｍｒイメージング操作中に誘導される渦電流の測定及び補償のための方法及びシステム - Google Patents
Ｎｍｒイメージング操作中に誘導される渦電流の測定及び補償のための方法及びシステムInfo
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Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【課題】ＮＭＲイメージング操作中に誘導される渦電流
の効果（影響）を測定し、補償するための方法及び装置
が開示されている。 【解決手段】磁場勾配パルスが、渦流を誘導するため、
並びにスライス‐選択スピン−エコー信号を発生するた
めに加えられる。スピン−エコー信号は、各渦電流誘導
勾配パルスの終結直後に得られる。２つのスライスが、
主磁場の中心から対称的に等しい距離において、所望の
測定方向に沿って選択される。２つのスピン−エコー信
号は、渦電流誘導勾配パルスが、２つのエコー信号間で
反転したとき、各スライスに対して得られる。渦電流誘
導磁場勾配及びＢｏ振動に対する定量値は、得られたＮ
ＭＲ信号の歳差運動周波数に基づいて決定される。ＮＭ
Ｒイメージングは、適切なプレエンファシスネットワー
クを設定するため、磁場勾配及びＢｏ振動の定量値を加
えることにより、渦電流効果を補償することによって改
善される。
の効果（影響）を測定し、補償するための方法及び装置
が開示されている。 【解決手段】磁場勾配パルスが、渦流を誘導するため、
並びにスライス‐選択スピン−エコー信号を発生するた
めに加えられる。スピン−エコー信号は、各渦電流誘導
勾配パルスの終結直後に得られる。２つのスライスが、
主磁場の中心から対称的に等しい距離において、所望の
測定方向に沿って選択される。２つのスピン−エコー信
号は、渦電流誘導勾配パルスが、２つのエコー信号間で
反転したとき、各スライスに対して得られる。渦電流誘
導磁場勾配及びＢｏ振動に対する定量値は、得られたＮ
ＭＲ信号の歳差運動周波数に基づいて決定される。ＮＭ
Ｒイメージングは、適切なプレエンファシスネットワー
クを設定するため、磁場勾配及びＢｏ振動の定量値を加
えることにより、渦電流効果を補償することによって改
善される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、一般的には、核磁
気共鳴（ＮＭＲ）イメージング技術に関する。更に詳細
には、本発明は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）シス
テムにおける磁場勾配スイッチングの結果として誘導さ
れた渦電流の定量的（ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅｌｙ）
測定及び補償方法に関する。
気共鳴（ＮＭＲ）イメージング技術に関する。更に詳細
には、本発明は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）シス
テムにおける磁場勾配スイッチングの結果として誘導さ
れた渦電流の定量的（ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅｌｙ）
測定及び補償方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴分光学（ＭＲＳ）にその基礎を
有している磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）は、核磁気
共鳴（ＮＭＲ）現象に敏感である相当数の原子核を有し
ている物体（人間の身体のような）の内部構造を表わす
ディジタル化した目に見える画像を得るために広く受け
入れられ、且つ商業的に利用可能な技術となった。ＭＲ
Ｉでは、映像化されるべき体内の核は、強力な主磁場Ｈ
ｏを核にかけることによって、極性を与えられる。選択
された核は、特定のＮＭＲ周波数の無線周波数（ＲＦ）
信号を加えることによって励起される。局部に集中した
磁場を空間的に分散し、それから、核から生じたＲＦ応
答を適切に分析することによって、核の位置の関数とし
て相対的にＮＭＲ応答のマップ又は画像が決定できる。
フーリエ分析につづいて、空間のＮＭＲ応答を表わすデ
ータがＣＲＴ上に表示できる。
有している磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）は、核磁気
共鳴（ＮＭＲ）現象に敏感である相当数の原子核を有し
ている物体（人間の身体のような）の内部構造を表わす
ディジタル化した目に見える画像を得るために広く受け
入れられ、且つ商業的に利用可能な技術となった。ＭＲ
Ｉでは、映像化されるべき体内の核は、強力な主磁場Ｈ
ｏを核にかけることによって、極性を与えられる。選択
された核は、特定のＮＭＲ周波数の無線周波数（ＲＦ）
信号を加えることによって励起される。局部に集中した
磁場を空間的に分散し、それから、核から生じたＲＦ応
答を適切に分析することによって、核の位置の関数とし
て相対的にＮＭＲ応答のマップ又は画像が決定できる。
フーリエ分析につづいて、空間のＮＭＲ応答を表わすデ
ータがＣＲＴ上に表示できる。
【０００３】図１に示したように、ＮＭＲイメージング
システムは典型的に、静磁場を加える磁石１０と、３つ
の直角座標に沿って空間的に分布した磁場を加えるため
の勾配磁場コイル１４と、選択した核に及び核からＲＦ
信号を送受信するためのＲＦコイル１５及び１６とを含
む。コイル１６によって受信されたＮＭＲ信号は、デー
タをディスプレイ２４上に表示される画像に処理するコ
ンピュータ１９に送られる。磁気共鳴画像は“ピクセ
ル”と呼ばれる画素で構成されている。ピクセルの強さ
は、画像に表わされる物体の対応するボリューム要素又
は“ボクセル”の内容のＮＭＲ信号強さに比例する。コ
ンピュータ１９はまた、それぞれＲＦ増幅器／検出器２
１と２２及び勾配増幅器２０を介してＲＦコイル１５と
１６及び勾配磁場コイル１４の作動を制御する。
システムは典型的に、静磁場を加える磁石１０と、３つ
の直角座標に沿って空間的に分布した磁場を加えるため
の勾配磁場コイル１４と、選択した核に及び核からＲＦ
信号を送受信するためのＲＦコイル１５及び１６とを含
む。コイル１６によって受信されたＮＭＲ信号は、デー
タをディスプレイ２４上に表示される画像に処理するコ
ンピュータ１９に送られる。磁気共鳴画像は“ピクセ
ル”と呼ばれる画素で構成されている。ピクセルの強さ
は、画像に表わされる物体の対応するボリューム要素又
は“ボクセル”の内容のＮＭＲ信号強さに比例する。コ
ンピュータ１９はまた、それぞれＲＦ増幅器／検出器２
１と２２及び勾配増幅器２０を介してＲＦコイル１５と
１６及び勾配磁場コイル１４の作動を制御する。
【０００４】奇数のプロトン（陽子）及び／又は中性子
を有している核のみが磁気モーメントを有しており、従
ってＮＭＲ現象を受け易い。ＭＲＩでは、強力な静磁場
核を整合するのに使用されて、平衡状態で主磁場に平行
に整合した全磁化ベクトルを発生する。単一のＲＦパル
スとして第１の磁場を横切って加えられる第２の磁場
が、エネルギーを核に送り、そしてそれが全磁化ベクト
ルを例えば９０°だけフリップさせる。ある例では、こ
のＲＦパルスはまた、第２の強力ＲＦパルスに続いてい
て、全磁化ベクトルを更に１８０°フリップさせる（時
折、“フロップ”と呼ばれる）。励起後、核は歳差運動
をし（ｐｒｅｃｅｓｓ）そして、次第に静磁場との整合
に戻り、緩和する。核が歳差運動し緩和するにつれて、
核は自由誘導減衰（ＦＩＤ）として知られている、弱い
が検出可能な電気エネルギーを周りのコイルに誘導す
る。集合的にここではＭＲ信号と呼ぶ、ＦＩＤ信号（及
び／又はその磁気勾配−再焦点磁場エコー）は、空間に
核の画像を作るため、コンピュータによって分析され
る。
を有している核のみが磁気モーメントを有しており、従
ってＮＭＲ現象を受け易い。ＭＲＩでは、強力な静磁場
核を整合するのに使用されて、平衡状態で主磁場に平行
に整合した全磁化ベクトルを発生する。単一のＲＦパル
スとして第１の磁場を横切って加えられる第２の磁場
が、エネルギーを核に送り、そしてそれが全磁化ベクト
ルを例えば９０°だけフリップさせる。ある例では、こ
のＲＦパルスはまた、第２の強力ＲＦパルスに続いてい
て、全磁化ベクトルを更に１８０°フリップさせる（時
折、“フロップ”と呼ばれる）。励起後、核は歳差運動
をし（ｐｒｅｃｅｓｓ）そして、次第に静磁場との整合
に戻り、緩和する。核が歳差運動し緩和するにつれて、
核は自由誘導減衰（ＦＩＤ）として知られている、弱い
が検出可能な電気エネルギーを周りのコイルに誘導す
る。集合的にここではＭＲ信号と呼ぶ、ＦＩＤ信号（及
び／又はその磁気勾配−再焦点磁場エコー）は、空間に
核の画像を作るため、コンピュータによって分析され
る。
【０００５】ＭＲ信号を生じ、且つＭＲ信号を得るた
め、種々のコイルがＲＦ励起パルス及び勾配磁場を作り
出す作用は、取得パルスシーケンス（ａｃｑｕｉｓｉｔ
ｉｏｎｐｕｌｓｅ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）と呼ばれてい
る。簡単な取得シーケンスのグラフ図が図２に示されて
いる。この基本的実例では、勾配磁場Ｔgradは核のスラ
イスを特定のＲＦ周波数に敏感にするため、最初に主磁
場に沿って付加される。その後、概略的に言うと、１８
０°ＲＦパルスに続く“エコー”のように現われるＭＲ
信号を発生するため、特定の核のスライスが、９０°励
起パルスによって選択され、１８０°ＲＦパルスが続い
て印加される。１８０°ＲＦパルス中心と検出したＭＲ
信号中心との間の時間が、９０°ＲＦパルス中心と１８
０°ＲＦパルス中心との間の時間と同じであれば、作ら
れたＭＲ信号は、通常対称な“スピン−エコー”信号と
呼ばれ、そして図２に示された加えたパルス及び磁場の
特定のタイミングは、スピン−エコーシーケンス（ｓｐ
ｉｎ−ｅｃｈｏ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）として知られてい
る。更に、ＭＲエコー信号中心は、加えた磁場勾配を調
整することによりシフトできるので、非対称スピン−エ
コー（ＡＳＥ）がその代わり作り出される。
め、種々のコイルがＲＦ励起パルス及び勾配磁場を作り
出す作用は、取得パルスシーケンス（ａｃｑｕｉｓｉｔ
ｉｏｎｐｕｌｓｅ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）と呼ばれてい
る。簡単な取得シーケンスのグラフ図が図２に示されて
いる。この基本的実例では、勾配磁場Ｔgradは核のスラ
イスを特定のＲＦ周波数に敏感にするため、最初に主磁
場に沿って付加される。その後、概略的に言うと、１８
０°ＲＦパルスに続く“エコー”のように現われるＭＲ
信号を発生するため、特定の核のスライスが、９０°励
起パルスによって選択され、１８０°ＲＦパルスが続い
て印加される。１８０°ＲＦパルス中心と検出したＭＲ
信号中心との間の時間が、９０°ＲＦパルス中心と１８
０°ＲＦパルス中心との間の時間と同じであれば、作ら
れたＭＲ信号は、通常対称な“スピン−エコー”信号と
呼ばれ、そして図２に示された加えたパルス及び磁場の
特定のタイミングは、スピン−エコーシーケンス（ｓｐ
ｉｎ−ｅｃｈｏ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）として知られてい
る。更に、ＭＲエコー信号中心は、加えた磁場勾配を調
整することによりシフトできるので、非対称スピン−エ
コー（ＡＳＥ）がその代わり作り出される。
【０００６】ＮＭＲ周波数及び主Ｂｏ磁場は、ラーモア
関係によって関連づけられる。下記の式によって表わさ
れたこの関係は、核の歳差運動の角周波数ω０が、磁場
Ｂｏと所謂、磁気回転比γとの積であり、各核種に対す
る基礎的物理定数であることを示している。
関係によって関連づけられる。下記の式によって表わさ
れたこの関係は、核の歳差運動の角周波数ω０が、磁場
Ｂｏと所謂、磁気回転比γとの積であり、各核種に対す
る基礎的物理定数であることを示している。
【数１２】
【０００７】磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）及びボリ
ューム−局所的（ｖｏｌｕｍｅ−ｌｏｃａｌｉｚｅｄ）
磁気共鳴分光学（ＭＲＳ）では、磁場勾配のスイッチン
グが、殆んどすべてのパルスシーケンスの最も肝要な部
分である。そのような作用が、磁石内の周りの伝導性材
料内に渦電流（ＥＣ）を誘導し、そして、望ましくない
ＥＣ磁場勾配及びＢｏ（主磁場）振動を生じ、そしてそ
れ等が、最終的に画像のアーチファクトを生ずることは
よく知られた事実である。通常、いくつかのＭＲＩ及び
ＭＲＳシステムは、勾配磁場に誘導された渦電流の効果
を最小にしようとして、システムの整合／較正手順中に
調整される“プレエンファシス”ネットワークを使用す
る。残念乍ら、磁場に誘導された渦電流の精確な測定な
しでは、勾配磁場に誘導された渦電流を効果的に最小に
するためプレエンファシスネットワークを調整するのは
難かしい。
ューム−局所的（ｖｏｌｕｍｅ−ｌｏｃａｌｉｚｅｄ）
磁気共鳴分光学（ＭＲＳ）では、磁場勾配のスイッチン
グが、殆んどすべてのパルスシーケンスの最も肝要な部
分である。そのような作用が、磁石内の周りの伝導性材
料内に渦電流（ＥＣ）を誘導し、そして、望ましくない
ＥＣ磁場勾配及びＢｏ（主磁場）振動を生じ、そしてそ
れ等が、最終的に画像のアーチファクトを生ずることは
よく知られた事実である。通常、いくつかのＭＲＩ及び
ＭＲＳシステムは、勾配磁場に誘導された渦電流の効果
を最小にしようとして、システムの整合／較正手順中に
調整される“プレエンファシス”ネットワークを使用す
る。残念乍ら、磁場に誘導された渦電流の精確な測定な
しでは、勾配磁場に誘導された渦電流を効果的に最小に
するためプレエンファシスネットワークを調整するのは
難かしい。
【０００８】渦電流を直接測定するため、小さいピック
アップコイルを使用できることが一般的に知られている
が、渦電流測定のためのピックアップコイルの使用は、
典型的に、追加のハードウエアを必要とし、且つその使
用に専門的知識を必要とする。例えば、Ｊ． Ｐｈｙ
ｓ． Ｅ１８， １０１４ （１９８５）， Ｊ．チャ
ンキジイ， Ｊ．レフェブレ及びＡ．ブリグエットによ
る“電流コイルによって発生した磁場のマッピング方
法”参照。例えば、磁場勾配パルスを切った後、小さい
ＲＦコイルを使用して、小さい試料の自由誘導減衰（Ｆ
ＩＤ）信号を測定することによるような、渦電流を測定
するためのＮＭＲ測定技術に依存している他の多少、直
接的でない方法もまた知られている。例えば、Ｊ． Ｐ
ｈｙｓ． Ｅ１９， ７０８ （１９８６）， Ｅ．山
本， Ｈ．河野による“ＮＭＲによる勾配時間−形状測
定”；Ｍａｇｎ． Ｒｅｓｏｎ． Ｍｅｄ ２９， １
１９−１２１ （１９９３）， Ｒ．Ｅ．ワイソング及
びＩ．Ｊ．ローウエによる“補償回路設定のため、渦電
流に誘導された勾配の簡単な測定方法”；Ｍａｇｎ．Ｒ
ｅｓｏｎ． Ｍｅｄ． ３１， ７３−７６ （１９９
４）， Ｑ．リュー，Ｄ．Ｇ．ヒューズＰ．Ｓ．アレン
による“４０ｃｍボア（穴径）の超電導性磁石内の渦電
流磁場の定量特性”を参照。いくつかのＮＭＲ渦電流測
定方法もまた、全試料を使用する。例えば、Ｍａｇｎ．
Ｒｅｓｏｎ． Ｍｅｄ． ２０，２６８−２８４
（１９９１）， Ｃｈ．ボッシュ， Ｒ．グリュッター
及びＥ．マーチンによる“渦電流により発生した磁場の
時間的及び空間的分析”参照。残念乍ら、すべての上記
の公知の方法は、実施が非常に困難であるか、及び／又
はＥＣ磁場勾配とＢｏ（主磁場）振動との間を区別する
能力に欠けている−双方とも渦電流に関連しているが、
画質にかなり異なる効果を有している。
アップコイルを使用できることが一般的に知られている
が、渦電流測定のためのピックアップコイルの使用は、
典型的に、追加のハードウエアを必要とし、且つその使
用に専門的知識を必要とする。例えば、Ｊ． Ｐｈｙ
ｓ． Ｅ１８， １０１４ （１９８５）， Ｊ．チャ
ンキジイ， Ｊ．レフェブレ及びＡ．ブリグエットによ
る“電流コイルによって発生した磁場のマッピング方
法”参照。例えば、磁場勾配パルスを切った後、小さい
ＲＦコイルを使用して、小さい試料の自由誘導減衰（Ｆ
ＩＤ）信号を測定することによるような、渦電流を測定
するためのＮＭＲ測定技術に依存している他の多少、直
接的でない方法もまた知られている。例えば、Ｊ． Ｐ
ｈｙｓ． Ｅ１９， ７０８ （１９８６）， Ｅ．山
本， Ｈ．河野による“ＮＭＲによる勾配時間−形状測
定”；Ｍａｇｎ． Ｒｅｓｏｎ． Ｍｅｄ ２９， １
１９−１２１ （１９９３）， Ｒ．Ｅ．ワイソング及
びＩ．Ｊ．ローウエによる“補償回路設定のため、渦電
流に誘導された勾配の簡単な測定方法”；Ｍａｇｎ．Ｒ
ｅｓｏｎ． Ｍｅｄ． ３１， ７３−７６ （１９９
４）， Ｑ．リュー，Ｄ．Ｇ．ヒューズＰ．Ｓ．アレン
による“４０ｃｍボア（穴径）の超電導性磁石内の渦電
流磁場の定量特性”を参照。いくつかのＮＭＲ渦電流測
定方法もまた、全試料を使用する。例えば、Ｍａｇｎ．
Ｒｅｓｏｎ． Ｍｅｄ． ２０，２６８−２８４
（１９９１）， Ｃｈ．ボッシュ， Ｒ．グリュッター
及びＥ．マーチンによる“渦電流により発生した磁場の
時間的及び空間的分析”参照。残念乍ら、すべての上記
の公知の方法は、実施が非常に困難であるか、及び／又
はＥＣ磁場勾配とＢｏ（主磁場）振動との間を区別する
能力に欠けている−双方とも渦電流に関連しているが、
画質にかなり異なる効果を有している。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】故障防止システム実施
問題のため、又は渦電流の悪影響を最小にするためのプ
レエンファシス装置の調節を助けるための特殊な装置を
必要とせずに、磁場勾配スイッチングにより誘導された
渦電流を、都合よく測定する能力を有することは、ＭＲ
Ｉシステムとよって、極めて有用である。従って、大き
い及び小さい磁場不均一性が存在するとき、ＥＣ誘導磁
場勾配及びＢｏ振動の明確な定量（ｑｕａｎｔａｔｉｖ
ｅ）測定値を得るため方法及びシステムの必要性があ
る。
問題のため、又は渦電流の悪影響を最小にするためのプ
レエンファシス装置の調節を助けるための特殊な装置を
必要とせずに、磁場勾配スイッチングにより誘導された
渦電流を、都合よく測定する能力を有することは、ＭＲ
Ｉシステムとよって、極めて有用である。従って、大き
い及び小さい磁場不均一性が存在するとき、ＥＣ誘導磁
場勾配及びＢｏ振動の明確な定量（ｑｕａｎｔａｔｉｖ
ｅ）測定値を得るため方法及びシステムの必要性があ
る。
【００１０】
【課題を解決するための手段】本発明は、ＮＭＲイメー
ジング操作中に誘導される渦電流の効果を測定し、補償
するための方法及び装置を提供する。立方体又は円筒状
の試料が、主磁場に関して中央にある位置に、且つ所望
の測定方向に平行なその長手方向の軸線に向けて、ＭＲ
Ｉシステムのイメージングボリューム内に置かれる。磁
場勾配パルスが、渦電流誘導のため、並びに、スライス
選択スピン−エコー信号の発生のために加えられる。ス
ピン−エコー信号は、勾配パルスを誘導する各渦電流の
終結直後に得られる。２つのスライスが、主磁場の中心
から同じ対称距離の所望の測定方向に沿って選択され
る。２つのスピン−エコー信号は、各スライスに対し；
２つのエコー信号間で極性を反転した渦電流誘導勾配パ
ルスにより得られる。磁場勾配及びＢｏ振動を誘導する
渦電流の定量値（Ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ ｖａｌｕ
ｅ）はそれから、得られたＮＭＲ信号の歳差運動周波数
に基づいて決定される。
ジング操作中に誘導される渦電流の効果を測定し、補償
するための方法及び装置を提供する。立方体又は円筒状
の試料が、主磁場に関して中央にある位置に、且つ所望
の測定方向に平行なその長手方向の軸線に向けて、ＭＲ
Ｉシステムのイメージングボリューム内に置かれる。磁
場勾配パルスが、渦電流誘導のため、並びに、スライス
選択スピン−エコー信号の発生のために加えられる。ス
ピン−エコー信号は、勾配パルスを誘導する各渦電流の
終結直後に得られる。２つのスライスが、主磁場の中心
から同じ対称距離の所望の測定方向に沿って選択され
る。２つのスピン−エコー信号は、各スライスに対し；
２つのエコー信号間で極性を反転した渦電流誘導勾配パ
ルスにより得られる。磁場勾配及びＢｏ振動を誘導する
渦電流の定量値（Ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ ｖａｌｕ
ｅ）はそれから、得られたＮＭＲ信号の歳差運動周波数
に基づいて決定される。
【００１１】画質は、適切なプレエンファシスネットワ
ークを設定するため、磁場勾配及びＢｏ振動の定量値を
加えることによって、渦電流効果を補償することにより
改善される。更に、ＭＲＩ／ＭＲＳ取得シーケンス（ａ
ｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）内の勾配パ
ルスは、更に勾配−誘導渦電流を補償するようにバラン
スしてもよい。開示された発明の他の見地は、勾配スイ
ッチングの時間経過の測定、長い時定数を有している渦
電流を測定するため、信号取得シーケンスの変更、プレ
エンファシス調整を助けるため、渦電流の繰返し測定、
及び適度に大きいバックグランド磁場（主Ｂｏ磁場）不
均一性の存在するとき、ＥＣ−誘導磁場勾配及びＢｏ振
動の測定を含む。
ークを設定するため、磁場勾配及びＢｏ振動の定量値を
加えることによって、渦電流効果を補償することにより
改善される。更に、ＭＲＩ／ＭＲＳ取得シーケンス（ａ
ｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）内の勾配パ
ルスは、更に勾配−誘導渦電流を補償するようにバラン
スしてもよい。開示された発明の他の見地は、勾配スイ
ッチングの時間経過の測定、長い時定数を有している渦
電流を測定するため、信号取得シーケンスの変更、プレ
エンファシス調整を助けるため、渦電流の繰返し測定、
及び適度に大きいバックグランド磁場（主Ｂｏ磁場）不
均一性の存在するとき、ＥＣ−誘導磁場勾配及びＢｏ振
動の測定を含む。
【００１２】
【発明の実施の形態】本発明によって得られる目的及び
利点は、特に添付図面を参照して、現在好ましい実施例
の下記の詳細な説明を注意深く検討することにより理解
されるであろう。
利点は、特に添付図面を参照して、現在好ましい実施例
の下記の詳細な説明を注意深く検討することにより理解
されるであろう。
【００１３】図１はＭＲＩシステムを示している。その
ようなシステムの１つの実例が、東芝ＯＰＡＲＴＴＭＭ
ＲＩシステムである。そのようなＭＲＩシステムは、患
者イメージングボリューム１１内に、実質的に均等、均
一な分極磁場Ｂｏを発生する大型分極磁石構造体１０を
含む。適切なキャリッジ１２が患者１３の体の所望の部
分をイメージボリューム１１内に挿入する。磁場勾配
が、電磁勾配磁場コイル１４によって選択的に作り出さ
れる。ＲＦ核章動（ｎｕｔａｔｉｏｎ）パルスが、ＲＦ
コイル１５によってイメージボリューム内で患者の組織
に伝えられる。ＭＲ信号を構成するＲＦ応答が、適切な
ＲＦ検出コイル構造体１６を経て患者の組織から受けと
られる。
ようなシステムの１つの実例が、東芝ＯＰＡＲＴＴＭＭ
ＲＩシステムである。そのようなＭＲＩシステムは、患
者イメージングボリューム１１内に、実質的に均等、均
一な分極磁場Ｂｏを発生する大型分極磁石構造体１０を
含む。適切なキャリッジ１２が患者１３の体の所望の部
分をイメージボリューム１１内に挿入する。磁場勾配
が、電磁勾配磁場コイル１４によって選択的に作り出さ
れる。ＲＦ核章動（ｎｕｔａｔｉｏｎ）パルスが、ＲＦ
コイル１５によってイメージボリューム内で患者の組織
に伝えられる。ＭＲ信号を構成するＲＦ応答が、適切な
ＲＦ検出コイル構造体１６を経て患者の組織から受けと
られる。
【００１４】ＭＲＩデータを得るためＭＲＩシステム
は、プログラム可能なコンピュータ／プロセッサ１９の
制御の下で、ＭＲＩパルスシーケンス、コントローラ１
７及び１８を経て磁場勾配及びＲＦ章動パルスを発生す
る。更に、プロセッサ１９が勾配パルス増幅器２０及び
ＲＦ電源及び増幅器回路２１及び２２を制御する。ＭＲ
信号（ＲＦ検出器）回路は、シールドしたＭＲＩシステ
ムガントリ内に置かれたＭＲ信号ＲＦコイルと適切にイ
ンタフェースされる。受信したＭＲ応答は、ディジタル
化装置によってディジタル化され、そしてイメージ処置
のためのプロセッサアレイ等及び適切なコンピュータプ
ログラム記憶媒体（図示せず）を含むプロセッサ１９に
送られる、その場合に、プログラムは記憶され、そして
ＭＲ信号データの取得及び処理を制御し、且つ制御端末
２４のＣＲＴ上にイメージ表示を作り出すために選択的
に利用される。ＭＲＩシステムは、イメージングシーケ
ンスコントローラ１７及び１８を通してオペレータ制御
を働かせるための適切なキーボードスイッチ等を含む制
御端末２４を備えている。イメージ（画像）はまた、プ
リンティング装置２５により、直接フィルム又は他の適
切な媒体上に記録される。
は、プログラム可能なコンピュータ／プロセッサ１９の
制御の下で、ＭＲＩパルスシーケンス、コントローラ１
７及び１８を経て磁場勾配及びＲＦ章動パルスを発生す
る。更に、プロセッサ１９が勾配パルス増幅器２０及び
ＲＦ電源及び増幅器回路２１及び２２を制御する。ＭＲ
信号（ＲＦ検出器）回路は、シールドしたＭＲＩシステ
ムガントリ内に置かれたＭＲ信号ＲＦコイルと適切にイ
ンタフェースされる。受信したＭＲ応答は、ディジタル
化装置によってディジタル化され、そしてイメージ処置
のためのプロセッサアレイ等及び適切なコンピュータプ
ログラム記憶媒体（図示せず）を含むプロセッサ１９に
送られる、その場合に、プログラムは記憶され、そして
ＭＲ信号データの取得及び処理を制御し、且つ制御端末
２４のＣＲＴ上にイメージ表示を作り出すために選択的
に利用される。ＭＲＩシステムは、イメージングシーケ
ンスコントローラ１７及び１８を通してオペレータ制御
を働かせるための適切なキーボードスイッチ等を含む制
御端末２４を備えている。イメージ（画像）はまた、プ
リンティング装置２５により、直接フィルム又は他の適
切な媒体上に記録される。
【００１５】システムコンピュータ／プロセッサ１９に
関連して、オペレータは典型的に、ＭＲＩシーケンス及
びデータ処理技術のための選択メニューを提供される。
本発明の実施例では、オペレータに利用できるこれ等の
選択の１つは、ＭＲＩ装置内の磁場勾配のスイッチング
によって生ずる渦電流を測定し、分析するためのＮＭＲ
信号データを得るため、本発明によってＭＲＩパルスシ
ーケンスを提供するプログラムである。ＭＲＩ装置を制
御し、且つ本発明の上記の方法を行なうための適した詳
細なコンピュータプログラムの生成は、本開示の完全さ
から見て、十分当業者の能力範囲内にあると信じられ
る。
関連して、オペレータは典型的に、ＭＲＩシーケンス及
びデータ処理技術のための選択メニューを提供される。
本発明の実施例では、オペレータに利用できるこれ等の
選択の１つは、ＭＲＩ装置内の磁場勾配のスイッチング
によって生ずる渦電流を測定し、分析するためのＮＭＲ
信号データを得るため、本発明によってＭＲＩパルスシ
ーケンスを提供するプログラムである。ＭＲＩ装置を制
御し、且つ本発明の上記の方法を行なうための適した詳
細なコンピュータプログラムの生成は、本開示の完全さ
から見て、十分当業者の能力範囲内にあると信じられ
る。
【００１６】ＥＣ磁場勾配及びＢｏ振動の定量（Ｑｕａ
ｎｔｉｔａｔｉｏｎ） 本発明の第１の実施例では、スライス選択勾配を有して
いる簡単なスピン−エコーシーケンスが、短時間−一定
（持続）渦電流測定に使用される。この実例では、スラ
イス選択に使用される磁場勾配パルスもまた、ＥＣ誘導
勾配パルスでもあり、そのために渦電流が測定される。
他の実施例は、異なるＥＣ−誘導勾配パルスを利用して
いる。図２は、短時間−一定渦電流を測定するのに使用
されるスピン−エコーシーケンスの実例を示している。
好ましくは、短時間−一定渦電流を測定するとき、スピ
ン−エコー信号は、持続時間ＴgradのＥＣ−誘導勾配パ
ルスを切った直後にサンプルされ、そして、ＥＣ磁場勾
配及びＢｏ振動の定量が要求される期間Ｔacq中に得ら
れる。
ｎｔｉｔａｔｉｏｎ） 本発明の第１の実施例では、スライス選択勾配を有して
いる簡単なスピン−エコーシーケンスが、短時間−一定
（持続）渦電流測定に使用される。この実例では、スラ
イス選択に使用される磁場勾配パルスもまた、ＥＣ誘導
勾配パルスでもあり、そのために渦電流が測定される。
他の実施例は、異なるＥＣ−誘導勾配パルスを利用して
いる。図２は、短時間−一定渦電流を測定するのに使用
されるスピン−エコーシーケンスの実例を示している。
好ましくは、短時間−一定渦電流を測定するとき、スピ
ン−エコー信号は、持続時間ＴgradのＥＣ−誘導勾配パ
ルスを切った直後にサンプルされ、そして、ＥＣ磁場勾
配及びＢｏ振動の定量が要求される期間Ｔacq中に得ら
れる。
【００１７】本発明によれば、立方体又は長方形寸法を
有しているＭＲ活性被験物体（試料）が、測定方向に沿
って向けられた長手方向の軸線を有している主Ｂｏ磁場
の中心に位置づけされる。好ましくは、合計４つのスピ
ン−エコー信号が、測定方向に沿って、主磁場の中心か
ら距離△Ｌ離れた位置に対称に置かれた２つのスライス
から得られる。勾配の極性は、得られる第１の２つのス
ピン−エコー信号と得られる第２の２つの信号との間に
反転される。磁場勾配の大きさ（マグニチュード）及び
２つのスライスの分離／厚さはオペレータ制御を経て調
整可能であるか、又は一定の適切な値に設定できる。
有しているＭＲ活性被験物体（試料）が、測定方向に沿
って向けられた長手方向の軸線を有している主Ｂｏ磁場
の中心に位置づけされる。好ましくは、合計４つのスピ
ン−エコー信号が、測定方向に沿って、主磁場の中心か
ら距離△Ｌ離れた位置に対称に置かれた２つのスライス
から得られる。勾配の極性は、得られる第１の２つのス
ピン−エコー信号と得られる第２の２つの信号との間に
反転される。磁場勾配の大きさ（マグニチュード）及び
２つのスライスの分離／厚さはオペレータ制御を経て調
整可能であるか、又は一定の適切な値に設定できる。
【００１８】本発明の実施例の下記の論述を簡易化する
目的のために、勾配スイッチングによって発生した渦電
流の一次効果が、誘導勾配パルスの同じ方向に沿ってＥ
Ｃ磁場勾配を誘起するだけでなく、ある量のＢｏ振動を
誘導すると仮定する。更に、ＥＣ磁場勾配及びＢｏ振動
の極性が、勾配パルスを誘導する渦電流の極性が反転し
たとき、反転すると仮定する。本発明による測定は、試
料空間の三次元のどこに対しても行なうことができる
が、本論述は、単一Ｘ， Ｙ， Ｚ座標方向に沿う場合
に、−例えば、主磁場の“Ｚ”方向に限定される。当業
者はこのようにして得られたいかなる結果も、残りの２
つの空間次元に容易に拡大できることは理解されるであ
ろう。
目的のために、勾配スイッチングによって発生した渦電
流の一次効果が、誘導勾配パルスの同じ方向に沿ってＥ
Ｃ磁場勾配を誘起するだけでなく、ある量のＢｏ振動を
誘導すると仮定する。更に、ＥＣ磁場勾配及びＢｏ振動
の極性が、勾配パルスを誘導する渦電流の極性が反転し
たとき、反転すると仮定する。本発明による測定は、試
料空間の三次元のどこに対しても行なうことができる
が、本論述は、単一Ｘ， Ｙ， Ｚ座標方向に沿う場合
に、−例えば、主磁場の“Ｚ”方向に限定される。当業
者はこのようにして得られたいかなる結果も、残りの２
つの空間次元に容易に拡大できることは理解されるであ
ろう。
【００１９】従って、上記のようにして得られた４つの
ＮＭＲ信号は数学的に下記のように表わすことができ
る：
ＮＭＲ信号は数学的に下記のように表わすことができ
る：
【数１３】
【００２０】この場合、Ｓｎ（ｔ）は、得られたＭＲ信
号；△Ｚは、磁石の中心からのスライスのオフセット；
ρ（Ｘ，Ｙ，△Ｚ）及びρ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）は、それぞれ
スライス△Ｚ及び−△Ｚのスピン分布；△Ｂ（Ｘ，Ｙ，
△Ｚ）及び△Ｂ（Ｘ，Ｙ，−△Ｚ）は、それぞれスライ
ス△Ｚ及び−△Ｚのバックグラウンド磁場異質性であ
り；△Ｂ（ｔ’）は時間変化（ｔｉｍｅ−ｖａｒｙｉｎ
ｇ）ＥＣ誘導Ｂｏ振動であり；そして△Ｇ（ｔ’）は時
間変化ＥＣ磁場勾配である。
号；△Ｚは、磁石の中心からのスライスのオフセット；
ρ（Ｘ，Ｙ，△Ｚ）及びρ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）は、それぞれ
スライス△Ｚ及び−△Ｚのスピン分布；△Ｂ（Ｘ，Ｙ，
△Ｚ）及び△Ｂ（Ｘ，Ｙ，−△Ｚ）は、それぞれスライ
ス△Ｚ及び−△Ｚのバックグラウンド磁場異質性であ
り；△Ｂ（ｔ’）は時間変化（ｔｉｍｅ−ｖａｒｙｉｎ
ｇ）ＥＣ誘導Ｂｏ振動であり；そして△Ｇ（ｔ’）は時
間変化ＥＣ磁場勾配である。
【００２１】下式であるとすれば、
【数１４】
【００２２】当業者は、４つのスピン−エコー信号の時
間変化スピン歳差運動周波数が、下記の４つの式によ
り、時間変化ＥＣ誘導磁場勾配及びＢｏ振動に関係があ
ることは理解されるであろう。
間変化スピン歳差運動周波数が、下記の４つの式によ
り、時間変化ＥＣ誘導磁場勾配及びＢｏ振動に関係があ
ることは理解されるであろう。
【数１５】
【００２３】この場合ｆｎ（ｔ）は、スピン−エコー信
号の時間変化歳差運動周波数であり；△Ｇ（ｔ）及び△
Ｂ（ｔ）は、それぞれ、誘導渦電流によって作り出され
た磁場勾配及びＢｏ振動であり；γは、磁気回転比であ
り；そしてφは、選択したスライス内の磁場不均一性に
よって誘導された位相角である。
号の時間変化歳差運動周波数であり；△Ｇ（ｔ）及び△
Ｂ（ｔ）は、それぞれ、誘導渦電流によって作り出され
た磁場勾配及びＢｏ振動であり；γは、磁気回転比であ
り；そしてφは、選択したスライス内の磁場不均一性に
よって誘導された位相角である。
【００２４】従って、時間変化ＥＣ磁場勾配、△Ｇ
（ｔ）及びＢｏ振動、△Ｂ（ｔ）は、下記の２式によっ
て定量化（ｑｕａｎｔｉｔａｔｅ）できる。
（ｔ）及びＢｏ振動、△Ｂ（ｔ）は、下記の２式によっ
て定量化（ｑｕａｎｔｉｔａｔｅ）できる。
【数１６】
【００２５】更に、上記の時間変化“歳差運動周波数”
は、下記の関係によって４つのＮＭＲ信号から定量的に
得ることができる：
は、下記の関係によって４つのＮＭＲ信号から定量的に
得ることができる：
【数１７】
【００２６】この場合、ｎ＝１，２，３，４のときのｆ
ｎ（ｉ）は、第１及び第２の対のスピン−エコー信号に
対応している４つのＮＭＲ信号の歳差運動周波数を表わ
しており；ｉ＝０，１，２ −−− Ｎ−２のときのｉ
は、Ｎが、スピン−エコーＮＭＲ信号から得た所定数の
データ試料であるときの特定のデータ試料を表わしてい
る；Ｓu n及びＳv nは、得られた複合（ｃｏｍｐｌｅｘ）
ＮＭＲ信号データの実部及び虚部であり；Ｕ（ｉ）及び
Ｖ（ｉ）（ｕ（ｉ）ドット及びｖ（ｉ）ドットを意味す
る）は、それぞれｕ（ｉ）及びｖ（ｉ）に対応する時間
導関数であり；そして△ｔは、得られたＮＭＲ信号デー
タの“ティック（ｔｉｃｋ）”又は、サンプリング率
（秒）である。
ｎ（ｉ）は、第１及び第２の対のスピン−エコー信号に
対応している４つのＮＭＲ信号の歳差運動周波数を表わ
しており；ｉ＝０，１，２ −−− Ｎ−２のときのｉ
は、Ｎが、スピン−エコーＮＭＲ信号から得た所定数の
データ試料であるときの特定のデータ試料を表わしてい
る；Ｓu n及びＳv nは、得られた複合（ｃｏｍｐｌｅｘ）
ＮＭＲ信号データの実部及び虚部であり；Ｕ（ｉ）及び
Ｖ（ｉ）（ｕ（ｉ）ドット及びｖ（ｉ）ドットを意味す
る）は、それぞれｕ（ｉ）及びｖ（ｉ）に対応する時間
導関数であり；そして△ｔは、得られたＮＭＲ信号デー
タの“ティック（ｔｉｃｋ）”又は、サンプリング率
（秒）である。
【００２７】従って、ＥＣ磁場勾配及びＢｏ振動に対す
る定量的値は、[数１６]を用いて４つの歳差運動周波数
に対して得られた定量的値から決定される。
る定量的値は、[数１６]を用いて４つの歳差運動周波数
に対して得られた定量的値から決定される。
【００２８】定量の実例として、図３-６及び７-１０
は、本発明の方法によって得られた４つのＮＭＲ信号の
歳差運動周波数を示している。この実例では、通常の市
販の“ベイビイオイル（ｂａｂｙ−ｏｉｌ）から成って
いる１０ｃｍ立方体形状の試料が、上記のように本発明
の方法によるＥＣ測定値を得るためのＭＲ活性（ａｃｔ
ｉｖｅ）被験体として使用される。２ｍｍの厚さのスラ
イスが使用され、そしてスライスは、主磁石（即ち、主
Ｂｏ磁場）の中心から４ｃｍの距離で得られた、従って
２つのスライス間に８ｃｍの距離が与えられる。振幅
０．９５ガウス／ｃｍ及び持続時間１００ｍｓを有して
いる勾配パルスＴgradが使用される。４つのスピン−エ
コー信号は、取得時間（ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ ｐｅ
ｒｉｏｄ）２０．４８ｍｓに亘り、５１２の複合（ｃｏ
ｍｐｌｅｘ）サンプリング点を用いて得られた。従っ
て、連続繰返し時間（周期）ＴＲ＝０．５秒及び信号エ
コー時間ＴＥ＝５６ｍｓのとき４つの平均値が得られ、
従って全セットのデータに対する合計取得時間は４秒と
なる。第１のセットの４つのデータ信号は、調整したプ
レエンファシスネットワークを有しているＭＲＩシステ
ムを用いて得られた。第２のセットの４つのデータ信号
は、プレエンファンシスネットワーク“調整誤り（ｍｉ
ｓ−ａｄｊｕｓｔｅｄ）”のとき、同じシステムを用い
て得られる。
は、本発明の方法によって得られた４つのＮＭＲ信号の
歳差運動周波数を示している。この実例では、通常の市
販の“ベイビイオイル（ｂａｂｙ−ｏｉｌ）から成って
いる１０ｃｍ立方体形状の試料が、上記のように本発明
の方法によるＥＣ測定値を得るためのＭＲ活性（ａｃｔ
ｉｖｅ）被験体として使用される。２ｍｍの厚さのスラ
イスが使用され、そしてスライスは、主磁石（即ち、主
Ｂｏ磁場）の中心から４ｃｍの距離で得られた、従って
２つのスライス間に８ｃｍの距離が与えられる。振幅
０．９５ガウス／ｃｍ及び持続時間１００ｍｓを有して
いる勾配パルスＴgradが使用される。４つのスピン−エ
コー信号は、取得時間（ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ ｐｅ
ｒｉｏｄ）２０．４８ｍｓに亘り、５１２の複合（ｃｏ
ｍｐｌｅｘ）サンプリング点を用いて得られた。従っ
て、連続繰返し時間（周期）ＴＲ＝０．５秒及び信号エ
コー時間ＴＥ＝５６ｍｓのとき４つの平均値が得られ、
従って全セットのデータに対する合計取得時間は４秒と
なる。第１のセットの４つのデータ信号は、調整したプ
レエンファシスネットワークを有しているＭＲＩシステ
ムを用いて得られた。第２のセットの４つのデータ信号
は、プレエンファンシスネットワーク“調整誤り（ｍｉ
ｓ−ａｄｊｕｓｔｅｄ）”のとき、同じシステムを用い
て得られる。
【００２９】プレエンファシスネットワークは、渦電流
誘導勾配磁場を最小にするため、ＭＲＩシステム調整中
に調整される各物理的チャンネルに対する３つの時定数
を利用する。“調整誤り”は、簡単にプレエンファシス
ネットワークをスイッチオフすることによって達成され
た。従って、図３−６は、予め調整されたプレエンファ
シスネットワークで得られた４つのＮＭＲ信号の歳差運
動周波数を示しており、そして図７−１０は、故意に調
整を間違えたプレエンファシスにより得られた対応する
信号データを示している。
誘導勾配磁場を最小にするため、ＭＲＩシステム調整中
に調整される各物理的チャンネルに対する３つの時定数
を利用する。“調整誤り”は、簡単にプレエンファシス
ネットワークをスイッチオフすることによって達成され
た。従って、図３−６は、予め調整されたプレエンファ
シスネットワークで得られた４つのＮＭＲ信号の歳差運
動周波数を示しており、そして図７−１０は、故意に調
整を間違えたプレエンファシスにより得られた対応する
信号データを示している。
【００３０】図１１及び１２は、[数１６]を用いて決定
したＥＣ磁場勾配の時間経過及び図３−６と図７−１０
に示された歳差運動周波数データを例示している。従っ
て図１１は、正しく調整されたプレエンファシスのとき
のＥＣ磁場勾配の時間経過を例示し、そして図１２はプ
レエンファシスを切ったときのＥＣ磁場勾配の時間経過
を例示している。図１１及び１２では、ＥＣ磁場勾配
は、１０００の誘導勾配マグニチュードにより表わされ
ている。
したＥＣ磁場勾配の時間経過及び図３−６と図７−１０
に示された歳差運動周波数データを例示している。従っ
て図１１は、正しく調整されたプレエンファシスのとき
のＥＣ磁場勾配の時間経過を例示し、そして図１２はプ
レエンファシスを切ったときのＥＣ磁場勾配の時間経過
を例示している。図１１及び１２では、ＥＣ磁場勾配
は、１０００の誘導勾配マグニチュードにより表わされ
ている。
【００３１】スイッチングの勾配遷移特性 本発明の他の実施例によれば、ＥＣ勾配を定量するため
の上記の方法もまた、ＮＭＲイメージング装置における
勾配スイッチング中（即ち、勾配マグニチュードの急激
変化）の時間経過を特徴づけるのに使用された。本発明
により作り出されるように、勾配スイッチングの時間経
過の勾配強さ対時間特性グラフは、ＭＲＩハードウエア
の機能評価にも、ＭＲＩ／ＭＲＳパルスシーケンスにお
ける勾配パルスの自動バランシングにも有用であること
が証明できる。磁場対時間特性データは、上述のように
スピン−エコー信号シーケンスを使用し、且つ、勾配磁
場がスイッチされる直前又は直後にスピン−エコー信号
データのサンプリングを開始し、そして、スピン−エコ
ー信号２００サンプリング時間Ｔacqによって、図２に
例示したように、勾配スイッチングの全遷移時間に亘っ
てサンプリングを続け、且つ勾配パルスＴgradのエッジ
２０１を下降することによって得られる。
の上記の方法もまた、ＮＭＲイメージング装置における
勾配スイッチング中（即ち、勾配マグニチュードの急激
変化）の時間経過を特徴づけるのに使用された。本発明
により作り出されるように、勾配スイッチングの時間経
過の勾配強さ対時間特性グラフは、ＭＲＩハードウエア
の機能評価にも、ＭＲＩ／ＭＲＳパルスシーケンスにお
ける勾配パルスの自動バランシングにも有用であること
が証明できる。磁場対時間特性データは、上述のように
スピン−エコー信号シーケンスを使用し、且つ、勾配磁
場がスイッチされる直前又は直後にスピン−エコー信号
データのサンプリングを開始し、そして、スピン−エコ
ー信号２００サンプリング時間Ｔacqによって、図２に
例示したように、勾配スイッチングの全遷移時間に亘っ
てサンプリングを続け、且つ勾配パルスＴgradのエッジ
２０１を下降することによって得られる。
【００３２】図１３及び１４は、本発明の方法を用いて
得られたＮＭＲイメージング装置の勾配スイッチングの
時間経過グラフの実例を示している。この実例では、Ｘ
座標方向（即ち、主磁場の従来のＺ座標方向に垂直）の
磁場勾配は、０．９５ガウス／ｃｍから−０．９５ガウ
ス／ｃｍに“スイッチ”される。図１３に示したよう
に、勾配遷移の時間経過は、勾配磁場がスイッチされた
直後に始まり、２，０４８ｍｓの期間に亘りＭＲスピン
−エコー信号をサンプリングすることによって得られ
る。所望により、勾配スイッチング測定からの時間経過
データは、多少より好都合な勾配スイッチング“モデ
ル”に“フィット”する。例えば、１つの好都合なモデ
ルは、遅れ時間及び、スルーレートによって簡単に特性
を表わされるモデルである。そのようなモデルによれ
ば、勾配スイッチングは、図１４の実線で例示されてい
るように、遷移の最終磁場マグニチュードに対する一定
のスリューレートにおけるマグニチュードの直線的変化
につづく短時間の間持続する一定値の磁場マグニチュー
ドにより表わされる。
得られたＮＭＲイメージング装置の勾配スイッチングの
時間経過グラフの実例を示している。この実例では、Ｘ
座標方向（即ち、主磁場の従来のＺ座標方向に垂直）の
磁場勾配は、０．９５ガウス／ｃｍから−０．９５ガウ
ス／ｃｍに“スイッチ”される。図１３に示したよう
に、勾配遷移の時間経過は、勾配磁場がスイッチされた
直後に始まり、２，０４８ｍｓの期間に亘りＭＲスピン
−エコー信号をサンプリングすることによって得られ
る。所望により、勾配スイッチング測定からの時間経過
データは、多少より好都合な勾配スイッチング“モデ
ル”に“フィット”する。例えば、１つの好都合なモデ
ルは、遅れ時間及び、スルーレートによって簡単に特性
を表わされるモデルである。そのようなモデルによれ
ば、勾配スイッチングは、図１４の実線で例示されてい
るように、遷移の最終磁場マグニチュードに対する一定
のスリューレートにおけるマグニチュードの直線的変化
につづく短時間の間持続する一定値の磁場マグニチュー
ドにより表わされる。
【００３３】図１５は、本発明の方法を用いて測定した
ＭＲＩ装置における勾配スイッチングの時間経過グラフ
の第２の実例を示している。この実例では、信号エコー
時間、ＴＥ，２０ｍｓを有しているスピン−エコーシー
ケンスは、１ガウス／ｃｍから０ガウス／ｃｍに“スイ
ッチされた”１２５ｍｓの長い磁場勾配パルスに使用さ
れる。ＭＲ信号データは、５１２データサンプリング点
を用いて勾配遷移中に、１試料当り４μｓのサンプリン
グ速さで得られる。
ＭＲＩ装置における勾配スイッチングの時間経過グラフ
の第２の実例を示している。この実例では、信号エコー
時間、ＴＥ，２０ｍｓを有しているスピン−エコーシー
ケンスは、１ガウス／ｃｍから０ガウス／ｃｍに“スイ
ッチされた”１２５ｍｓの長い磁場勾配パルスに使用さ
れる。ＭＲ信号データは、５１２データサンプリング点
を用いて勾配遷移中に、１試料当り４μｓのサンプリン
グ速さで得られる。
【００３４】長い時定数を有している渦電流の測定 勾配スイッチングの発生後、測定値を得るための時間の
ウィンドウ（ｗｉｎｄｏｗ ｏｆ ｔｉｍｅ）は、“Ｔ
２”又は、試料の見かけのスピン−スピン緩和時間とし
て知られているものによって制限されるので、図２のス
ピン−エコーシーケンスは、長い時定数を有している渦
電流の測定には有用ではない。従って、本発明の他の実
施例によって、長い時定数を有している渦電流は、図１
６に示されたような異なるセットのＮＭＲパルスシーケ
ンスを用いて測定される。図２に示されたように、短い
時定数の渦電流を評価するのに使用される特定のスピン
−エコーシーケンスと異なり、長い時定数の過電流を測
定するのに好ましいパルスシーケンスのタイプは、図１
６に示された３つの実例によって例示されているよう
に、ＥＣ誘導勾配パルスをスイッチオフするとき起る勾
配パルス遷移周期の終結後発生されるＮＭＲ信号を作り
出さなければならない。ＮＭＲ信号データ試料取得“ウ
ィンドウ”は、従って長い時定数渦電流を測定するのに
必要な、長い信号データ取得周期をカバーするため、Ｅ
Ｃ勾配パルスの終結後、所定時間生ずるようにフレキシ
ブルに配置できる。図１６は、選択した実例として、そ
れぞれ（ａ），（ｂ）及び（ｃ）で、スピンエコー、磁
場エコー及び刺激されたエコー信号取得パルスシーケン
スを例示しているが、他のスライス選択取得システムも
また、長い時定数を有している渦電流を測定するのに利
用されてもよい。
ウィンドウ（ｗｉｎｄｏｗ ｏｆ ｔｉｍｅ）は、“Ｔ
２”又は、試料の見かけのスピン−スピン緩和時間とし
て知られているものによって制限されるので、図２のス
ピン−エコーシーケンスは、長い時定数を有している渦
電流の測定には有用ではない。従って、本発明の他の実
施例によって、長い時定数を有している渦電流は、図１
６に示されたような異なるセットのＮＭＲパルスシーケ
ンスを用いて測定される。図２に示されたように、短い
時定数の渦電流を評価するのに使用される特定のスピン
−エコーシーケンスと異なり、長い時定数の過電流を測
定するのに好ましいパルスシーケンスのタイプは、図１
６に示された３つの実例によって例示されているよう
に、ＥＣ誘導勾配パルスをスイッチオフするとき起る勾
配パルス遷移周期の終結後発生されるＮＭＲ信号を作り
出さなければならない。ＮＭＲ信号データ試料取得“ウ
ィンドウ”は、従って長い時定数渦電流を測定するのに
必要な、長い信号データ取得周期をカバーするため、Ｅ
Ｃ勾配パルスの終結後、所定時間生ずるようにフレキシ
ブルに配置できる。図１６は、選択した実例として、そ
れぞれ（ａ），（ｂ）及び（ｃ）で、スピンエコー、磁
場エコー及び刺激されたエコー信号取得パルスシーケン
スを例示しているが、他のスライス選択取得システムも
また、長い時定数を有している渦電流を測定するのに利
用されてもよい。
【００３５】ＮＭＲ信号データは、上述の２スライス、
４−信号サンプリング手順を用いることによって得ら
れ、そしてＥＣ磁場勾配△Ｇ（ｔ）及びＢｏ振動△Ｂ
（ｔ）に対する定量値は、[数１６]を用いて決定され
る。必要があれば、選択したパルスシーケンスは、多数
のサンプリングウィンドウを経て定量を達成するため、
勾配スイッチング後、何回繰返されてもよい。スライス
−選択勾配は、ＥＣ勾配が各スライスの２つのエコー信
号間で極性を反転される間同じであるから、スライス選
択勾配パルスによって誘導されたいかなる渦電流も、
[数１６]を用いて定量されるように、ＥＣ磁場勾配△Ｇ
（ｔ）及びＢｏ振動△Ｂ（ｔ）から除去される。
４−信号サンプリング手順を用いることによって得ら
れ、そしてＥＣ磁場勾配△Ｇ（ｔ）及びＢｏ振動△Ｂ
（ｔ）に対する定量値は、[数１６]を用いて決定され
る。必要があれば、選択したパルスシーケンスは、多数
のサンプリングウィンドウを経て定量を達成するため、
勾配スイッチング後、何回繰返されてもよい。スライス
−選択勾配は、ＥＣ勾配が各スライスの２つのエコー信
号間で極性を反転される間同じであるから、スライス選
択勾配パルスによって誘導されたいかなる渦電流も、
[数１６]を用いて定量されるように、ＥＣ磁場勾配△Ｇ
（ｔ）及びＢｏ振動△Ｂ（ｔ）から除去される。
【００３６】図１７及び１８は、本発明により磁場−エ
コーパルスシーケンスを用いて測定した長い時定数を有
しているＥＣ勾配の実例の時間経過グラフである。図１
７は、プレエンファシスオフのときに作られたＥＣ勾配
を示しており、そして図１８は、プレエンファシスオン
のとき作られ、そして正しく調整されたＥＣ勾配を示し
ている。この実例では、一連の５１２スライス選択磁場
−エコー信号が０．７５ガウス／ｃｍの１秒の長い勾配
パルスの後に得られる。磁場エコー信号は、４０μｓサ
ンプリングピッチで、３２データ点のとき２０ｍｓ毎に
得られる。従って、この実例では、長い時定数のＥＣ勾
配測定のためのデータ取得時間ウィンドウは２０ｍｓの
時間分解能（ｔｉｍｅ ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ）のとき
１０．２４秒をカバーする。各信号の３２データ点は、
各信号に対する歳差運動周波数を得るのに使用される。
それから、歳差運動周波数が各々の得られた信号を表わ
す単一の周波数に平均され、そしてＥＣ勾配及びＢｏ振
動が、それから上述のように、４つのスライス選択測定
値からの平均歳差運動周波数から決定される。
コーパルスシーケンスを用いて測定した長い時定数を有
しているＥＣ勾配の実例の時間経過グラフである。図１
７は、プレエンファシスオフのときに作られたＥＣ勾配
を示しており、そして図１８は、プレエンファシスオン
のとき作られ、そして正しく調整されたＥＣ勾配を示し
ている。この実例では、一連の５１２スライス選択磁場
−エコー信号が０．７５ガウス／ｃｍの１秒の長い勾配
パルスの後に得られる。磁場エコー信号は、４０μｓサ
ンプリングピッチで、３２データ点のとき２０ｍｓ毎に
得られる。従って、この実例では、長い時定数のＥＣ勾
配測定のためのデータ取得時間ウィンドウは２０ｍｓの
時間分解能（ｔｉｍｅ ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ）のとき
１０．２４秒をカバーする。各信号の３２データ点は、
各信号に対する歳差運動周波数を得るのに使用される。
それから、歳差運動周波数が各々の得られた信号を表わ
す単一の周波数に平均され、そしてＥＣ勾配及びＢｏ振
動が、それから上述のように、４つのスライス選択測定
値からの平均歳差運動周波数から決定される。
【００３７】プレエンファシス調整のための渦電流の繰
返し測定及び表示本発明の上述の方法による渦電流の測
定は繰返して行なわれ、そして測定したＥＣ勾配及びＢ
ｏ振動の時間経過が、ＭＲＩシステムに関連したプレエ
ンファシス調整に応答して特定のＭＲＩシステムを評価
するため表示される。例えば、信号を平均せずに、０．
２秒のパルスシーケンス繰返し周期（ＴＲ）を用いて、
０．４秒の時間分解能が単一のＴＲ周期に２つのスライ
スを得ることにより、上記の短い時定数ＥＣ測定方法を
用いて達成できる。ＥＣ勾配及びＢｏ振動は、別々に定
量されるので、プレ−エンファシスネットワークのＢｏ
及び勾配成分の調整は別々に行なわれ、監視される。
返し測定及び表示本発明の上述の方法による渦電流の測
定は繰返して行なわれ、そして測定したＥＣ勾配及びＢ
ｏ振動の時間経過が、ＭＲＩシステムに関連したプレエ
ンファシス調整に応答して特定のＭＲＩシステムを評価
するため表示される。例えば、信号を平均せずに、０．
２秒のパルスシーケンス繰返し周期（ＴＲ）を用いて、
０．４秒の時間分解能が単一のＴＲ周期に２つのスライ
スを得ることにより、上記の短い時定数ＥＣ測定方法を
用いて達成できる。ＥＣ勾配及びＢｏ振動は、別々に定
量されるので、プレ−エンファシスネットワークのＢｏ
及び勾配成分の調整は別々に行なわれ、監視される。
【００３８】大きいバックグランド磁場の不均一性の定
量及び補償、不均一なバックグランド磁場が、下記の関
係によって数学的に表わされる支配的に大きな静直線勾
配を含んでいると仮定すれば：
量及び補償、不均一なバックグランド磁場が、下記の関
係によって数学的に表わされる支配的に大きな静直線勾
配を含んでいると仮定すれば：
【数１８】
【００３９】そのとき、渦電流を測定し、そしてＥＣ勾
配及びＢｏ振動を決定するための本発明の上述の４信
号、２スライス法はまた、例えば下式によりＺ方向に対
するバックグランド静勾配を評価するのに使用できる。
配及びＢｏ振動を決定するための本発明の上述の４信
号、２スライス法はまた、例えば下式によりＺ方向に対
するバックグランド静勾配を評価するのに使用できる。
【数１９】
【００４０】渦電流を測定するための本発明の前述の実
施例は、主に、他の磁場勾配の存在しないときに得られ
るスライス選択エコー信号の取得に依存している。特
に、測定方向に垂直な方向に、大きなバックグランド磁
場勾配又はバックグランド磁場の不均一性が存在すると
きは、得られた信号振幅が振動し、そしてＥＣ測定値に
誤差を生ずる。従って、本発明の他の実施例により、そ
のような誤差は、最初に静バックグランド勾配の決定
し、それから同じマグニチュードであるが、対応する方
向に沿って静勾配と反対の小さい磁場勾配の使用によっ
て補償することにより修正される。
施例は、主に、他の磁場勾配の存在しないときに得られ
るスライス選択エコー信号の取得に依存している。特
に、測定方向に垂直な方向に、大きなバックグランド磁
場勾配又はバックグランド磁場の不均一性が存在すると
きは、得られた信号振幅が振動し、そしてＥＣ測定値に
誤差を生ずる。従って、本発明の他の実施例により、そ
のような誤差は、最初に静バックグランド勾配の決定
し、それから同じマグニチュードであるが、対応する方
向に沿って静勾配と反対の小さい磁場勾配の使用によっ
て補償することにより修正される。
【００４１】図１９は、本発明の更に他の実施例による
大きな直線バックグランド勾配を定量するのに使用され
るパルスシーケンスの実例を示している。図１９に示さ
れたシーケンスは、基本的には測定方向に直角な方向に
沿ったライン選択のときの、ライン選択非対称スピン−
エコー（ＡＳＥ）シーケンスである。エコー信号は、測
定方向に沿って方向づけられた周波数−符号化（ｅｎｃ
ｏｄｉｎｇ）読み出し勾配で得られる。それ等の信号は
２回測定される。１回は第１の（正の）方向の読み出し
勾配で、そして２回目は、反対（負）の方向に向けられ
た読み出し勾配で測定される。
大きな直線バックグランド勾配を定量するのに使用され
るパルスシーケンスの実例を示している。図１９に示さ
れたシーケンスは、基本的には測定方向に直角な方向に
沿ったライン選択のときの、ライン選択非対称スピン−
エコー（ＡＳＥ）シーケンスである。エコー信号は、測
定方向に沿って方向づけられた周波数−符号化（ｅｎｃ
ｏｄｉｎｇ）読み出し勾配で得られる。それ等の信号は
２回測定される。１回は第１の（正の）方向の読み出し
勾配で、そして２回目は、反対（負）の方向に向けられ
た読み出し勾配で測定される。
【００４２】得られたＭＲ信号の一次元（ＩＤ）フーリ
エ変換は、数学的に下記のように表わされる。
エ変換は、数学的に下記のように表わされる。
【数２０】
【００４３】この場合、ρ（Ｚ）は、選択したラインの
スピン分布である；Ｇｚ−（Ｇｚバーを意味する）は、
測定又は読み出し方向に沿った静バックグランド磁場勾
配である（この場合には、“Ｚ”軸と呼ばれる）；そし
てφ０（Ｚ）は、読み出し勾配の調整ミスによる位相誤
差である。
スピン分布である；Ｇｚ−（Ｇｚバーを意味する）は、
測定又は読み出し方向に沿った静バックグランド磁場勾
配である（この場合には、“Ｚ”軸と呼ばれる）；そし
てφ０（Ｚ）は、読み出し勾配の調整ミスによる位相誤
差である。
【００４４】従って、信号位相は下記のように読み出し
ラインに沿った空間位置の関数として表わされる。
ラインに沿った空間位置の関数として表わされる。
【数２１】
【００４５】従って、バックグランド磁場勾配は、下記
の関係により上記の信号位相から決定される。
の関係により上記の信号位相から決定される。
【数２２】
【００４６】この場合、Ф＋およびФ−（φ＋ドットお
よびφ−ドットを意味する）は、選択したラインに沿っ
た信号位相の空間的導関数である；そして△Ｔはスピン
−エコー位置からのＡＳＥ信号のタイムシフトである。
よびφ−ドットを意味する）は、選択したラインに沿っ
た信号位相の空間的導関数である；そして△Ｔはスピン
−エコー位置からのＡＳＥ信号のタイムシフトである。
【００４７】バックグランド磁場勾配の効果は、それか
ら、同じマグニチュードを有しているが、バックグラン
ド磁場勾配の極性とは反対の極性を有している追加の勾
配によって、いくつかのイメージングシーケンスに補償
される。そのような反対の勾配は、静磁場勾配の補償が
必要な、取得シーケンスの任意の時間周期にイメージン
グ勾配の頂部に適用さられる。図２０−２３は、短い時
定数の渦電流測定のための前述のシーケンスを用いて得
られたスピン−エコー信号を示している。図２０及び２
１は、この実例では、“Ｙ”座標方向に沿って主に、
１．２ｐｐｍ／ｃｍの静勾配より成っている静勾配を補
償せず得られたＮＭＲ信号を示している。図２２及び２
３は、同じ静勾配を補償して得られたＮＭＲ信号を示し
ている。図２４及び２５は、それぞれ、図２１及び２３
のデータから、本発明によって定量された渦電流の時間
経過を示している。本発明は現在、最も実用的であり且
つ好ましいと考えられているものに関連して記述された
が、本発明は、開示された実施例に限定されるべきでは
なく、添付の特許請求の範囲及び精神に含まれる種々の
変形及び同等の装置を含む意図を有していると理解され
るべきである。
ら、同じマグニチュードを有しているが、バックグラン
ド磁場勾配の極性とは反対の極性を有している追加の勾
配によって、いくつかのイメージングシーケンスに補償
される。そのような反対の勾配は、静磁場勾配の補償が
必要な、取得シーケンスの任意の時間周期にイメージン
グ勾配の頂部に適用さられる。図２０−２３は、短い時
定数の渦電流測定のための前述のシーケンスを用いて得
られたスピン−エコー信号を示している。図２０及び２
１は、この実例では、“Ｙ”座標方向に沿って主に、
１．２ｐｐｍ／ｃｍの静勾配より成っている静勾配を補
償せず得られたＮＭＲ信号を示している。図２２及び２
３は、同じ静勾配を補償して得られたＮＭＲ信号を示し
ている。図２４及び２５は、それぞれ、図２１及び２３
のデータから、本発明によって定量された渦電流の時間
経過を示している。本発明は現在、最も実用的であり且
つ好ましいと考えられているものに関連して記述された
が、本発明は、開示された実施例に限定されるべきでは
なく、添付の特許請求の範囲及び精神に含まれる種々の
変形及び同等の装置を含む意図を有していると理解され
るべきである。
【００４８】
【発明の効果】渦電流の悪影響を最小にするためのプレ
エンファシス装置の調節を助けるための特殊な装置を必
要とせずに、磁場勾配スイッチングにより誘導された渦
電流を、都合よく測定することができる。従って、大き
い及び小さい磁場不均一性が存在するとき、ＥＣ誘導磁
場勾配及びＢｏ振動の明確な定量測定値を得ることがで
きる。
エンファシス装置の調節を助けるための特殊な装置を必
要とせずに、磁場勾配スイッチングにより誘導された渦
電流を、都合よく測定することができる。従って、大き
い及び小さい磁場不均一性が存在するとき、ＥＣ誘導磁
場勾配及びＢｏ振動の明確な定量測定値を得ることがで
きる。
【図１】ＭＲＩシステムの概略図である。
【図２】勾配及びＢｏ振動を誘導した渦電流を定量する
ための本発明の１実施例によるスピンーエコーシーケン
スの実例のＲＦ及び勾配波形タイミングダイアグラムを
例示している。
ための本発明の１実施例によるスピンーエコーシーケン
スの実例のＲＦ及び勾配波形タイミングダイアグラムを
例示している。
【図３】正しく調整されたプレエンファシスで得られた
ＮＭＲ信号の歳差運動周波数を例示しているグラフであ
る。
ＮＭＲ信号の歳差運動周波数を例示しているグラフであ
る。
【図４】正しく調整されたプレエンファシスで得られた
ＮＭＲ信号の歳差運動周波数を例示しているグラフであ
る。
ＮＭＲ信号の歳差運動周波数を例示しているグラフであ
る。
【図５】正しく調整されたプレエンファシスで得られた
ＮＭＲ信号の歳差運動周波数を例示しているグラフであ
る。
ＮＭＲ信号の歳差運動周波数を例示しているグラフであ
る。
【図６】正しく調整されたプレエンファシスで得られた
ＮＭＲ信号の歳差運動周波数を例示しているグラフであ
る。
ＮＭＲ信号の歳差運動周波数を例示しているグラフであ
る。
【図７】故意に調整を誤ったプレエンファシスで得られ
たＮＭＲ信号の歳差運動を例示しているグラフである。
たＮＭＲ信号の歳差運動を例示しているグラフである。
【図８】故意に調整を誤ったプレエンファシスで得られ
たＮＭＲ信号の歳差運動を例示しているグラフである。
たＮＭＲ信号の歳差運動を例示しているグラフである。
【図９】故意に調整を誤ったプレエンファシスで得られ
たＮＭＲ信号の歳差運動を例示しているグラフである。
たＮＭＲ信号の歳差運動を例示しているグラフである。
【図１０】故意に調整を誤ったプレエンファシスで得ら
れたＮＭＲ信号の歳差運動を例示しているグラフであ
る。
れたＮＭＲ信号の歳差運動を例示しているグラフであ
る。
【図１１】図３−６に示されたデータから決定されたＥ
Ｃ磁場勾配の時間経過のグラフである。
Ｃ磁場勾配の時間経過のグラフである。
【図１２】図７−１０に示されたデータから決定された
ＥＣ磁場勾配の時間経過のグラフである。
ＥＣ磁場勾配の時間経過のグラフである。
【図１３】本発明により測定したＭＲＩシステムにおけ
る勾配スイッチングの時間経過のグラフである。
る勾配スイッチングの時間経過のグラフである。
【図１４】本発明により測定したＭＲＩシステムにおけ
る勾配スイッチングの時間経過のグラフである。
る勾配スイッチングの時間経過のグラフである。
【図１５】本発明により測定したＭＲＩシステムにおけ
る第２の実例の勾配スイッチングの時間経過のグラフで
ある。
る第２の実例の勾配スイッチングの時間経過のグラフで
ある。
【図１６】長い時定数を有している渦電流測定のための
他のＭＲＩパルスシーケンスを例示している概略図であ
る。
他のＭＲＩパルスシーケンスを例示している概略図であ
る。
【図１７】本発明の他の実施例により測定した、長い時
定数を有しているＥＣ勾配の実例の時間経過グラフであ
る。
定数を有しているＥＣ勾配の実例の時間経過グラフであ
る。
【図１８】本発明の他の実施例により測定した、長い時
定数を有しているＥＣ勾配の実例の時間経過グラフであ
る。
定数を有しているＥＣ勾配の実例の時間経過グラフであ
る。
【図１９】更に他の本発明の実施例による静バックグラ
ンド磁場勾配を測定するためのライン−選択非対称スピ
ン−エコー（ＡＳＥ）シーケンスの実例のダイアグラム
である。
ンド磁場勾配を測定するためのライン−選択非対称スピ
ン−エコー（ＡＳＥ）シーケンスの実例のダイアグラム
である。
【図２０】スピン−エコー信号の振幅及び位相のグラフ
である。
である。
【図２１】スピン−エコー信号の振幅及び位相のグラフ
である。
である。
【図２２】スピン−エコー信号の振幅及び位相のグラフ
である。
である。
【図２３】スピン−エコー信号の振幅及び位相のグラフ
である。
である。
【図２４】渦電流の時間経過のグラフである。
【図２５】渦電流の時間経過のグラフである。
１０…磁石 １４…勾配磁場コイル １５…ＲＦコイル
１６…ＲＦコイル １７…勾配パネルシーケンス １８…パルスシーケンス
１９…制御コンピュー ター／プロセッサー ２０…勾配増幅器 ２１…ＲＦ増
幅器 ２２…ＲＦ増幅／ 検出器 ２３…デジタル化装置 ２５…プリンター
１６…ＲＦコイル １７…勾配パネルシーケンス １８…パルスシーケンス
１９…制御コンピュー ター／プロセッサー ２０…勾配増幅器 ２１…ＲＦ増
幅器 ２２…ＲＦ増幅／ 検出器 ２３…デジタル化装置 ２５…プリンター
Claims (18)
- 【請求項１】 静磁場Ｂｏと静磁場内に勾配を誘導する
勾配磁場コイルとを有しているＭＲＩシステムにおいて
勾配スイッチング中に誘導される渦電流の評価方法であ
って、 （ａ）ＭＲ活性被験体をＭＲＩシステムのイメージング
ボリュームの中心に置き、その被験体を、渦電流測定の
ため所定の方向に沿って整合するステップと； （ｂ）磁場Ｂｏ内にスイッチング勾配を作り出すため、
第１の勾配パルスを勾配磁場コイルに加え、そして、磁
場Ｂｏの中心から離れた前記測定方向に沿って、対称に
離れて置かれた２つのＭＲＩスライスに対応する第１の
対のスピン−エコーＮＭＲから信号データ試料を得るス
テップと； （ｃ）第１の勾配パルスと反対の極性を有している第２
の勾配パルスを、勾配磁場コイルに加え、そして、ステ
ップ（ｂ）のスライスに対応する第２の対のスピン−エ
コーＮＭＲ信号から信号データ試料を得るステップと； （ｄ）第１及び第２の対のスピン−エコーＮＭＲ信号の
各スピン−エコー信号のために得られた信号データ試料
から歳差運動周波数を決定するステップと； （ｅ）ステップ（ｄ）で決定した歳差運動周波数から、
渦電流により作り出された磁場勾配及び／又は磁場振動
を定量するステップと；を含む方法。 - 【請求項２】 スピン−エコー信号の歳差運動周波数に
対する定量値が下記の関係により得られたＮＭＲ信号デ
ータ試料から決定され、 【数１】 ここに、Ｍ＝１，２，３，４のときのｆｎ（ｉ）が、前
記第１及び第２の対のスピン−エコー信号に対応する４
つのＮＭＲ信号の歳差運動周波数を表わし；ｉ＝０，
１，２ −−− Ｎ−２のときのｉが、スピン−エコー
ＮＭＲ信号から得た所定数のデータ試料であるＮを有す
る特定のデータ試料を表わし；Ｓu n及びＳ v nが、得られ
た複合ＮＭＲ信号データの実部及び虚部であり；Ｕ
（ｉ）及びＶ（ｉ）（ｕ（ｉ）ドット及びｖ（ｉ）ドッ
トを意味する）が、それぞれｕ（ｉ）及びｖ（ｉ）の対
応する時間導関数であり；△ｔが、得られたＮＭＲのサ
ンプリング率であり；そして、時間変化磁場勾配及び時
間変化Ｂｏ振動に対する定量値が、下記の関係式によっ
て決定され、 【数２】 ここに、ｆｎ（ｔ）が、スピン−エコー信号の時間変化
歳差運動周波数を表わし；△Ｇ（ｔ）及び△Ｂ（ｔ）
が、それぞれ渦電流によって作り出された時間変化磁場
勾配及び時間変化Ｂｏ振動であり、そしてγが適切な核
種の磁気回転比値である請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 スライス選択のため使用された加えた磁
場勾配はまた、渦電流が評価される渦電流誘導勾配パル
スとして役立ち、そして前記スライス選択スピン−エコ
ーＮＭＲ信号が、前記磁場勾配の付加中に、他の選択１
８０°パルスに続く選択９０°ＲＦパルスを加えること
によって発生される請求項１に記載の方法。 - 【請求項４】 前記スピン−エコーＮＭＲ信号が、前記
勾配パルスのスイッチング直後に得られ、且つＥＣ−誘
導磁場勾配及びＢｏ振動の定量が望まれる所定の時間周
期中に得られる、短い時定数の渦電流を評価するための
請求項３に記載の方法。 - 【請求項５】 前記スピン−エコー信号の取得が、前記
勾配パルスが異なる目標（ターゲット）値にスイッチさ
れる前にスタートされ、且つ、勾配スイッチングの全遷
移期間をカバーし続け、そして前記スピン−エコー信号
が、勾配スイッチングの時間経過を特徴づけるのに使用
される、勾配スイッチング時間経過を特徴づけるための
請求項３に記載の方法。 - 【請求項６】 前記勾配パルスの終結後、発生されるＮ
ＭＲ信号を作り出すＭＲＩパルスシーケンスが使用さ
れ、そしてＮＭＲ信号データ試料が、渦電流の定量が望
まれる所定の時間周期に繰返し得られる、長い時定数の
渦電流を評価するための請求項１に記載の方法。 - 【請求項７】 前記ＭＲＩシーケンスが、スライス選択
フィールドエコーシーケンスである請求項６に記載の方
法。 - 【請求項８】 前記ＭＲＩシーケンスが、スライス選択
スピン−エコーシーケンスである請求項６に記載の方
法。 - 【請求項９】 前記ＭＲＩシーケンスが、スライス選択
スティミュレーテッドエコーシーケンスである請求項６
に記載の方法。 - 【請求項１０】 ＭＲＩシステムに関連した、プレエン
ファシスネットワークの調整に応答するＭＲＩシステム
が、評価され、更に、 （ｉ）ＥＣ誘導勾配パルスをスイッチオフした後、それ
ぞれ時間変化ＥＣ誘導磁場勾配及びＢｏ振動、△Ｇ
（ｔ）及び△Ｂ（ｔ）を作り出すステップと； （ｉｉ）プレエンファシスネットワークのセッティング
を変えるステップと； （ｉｉｉ）所定の回数ステップ（ｉ）及び（ｉｉ）と繰
返すステップと；プレエンファシスのセッティング変更
に応答してＭＲＩシステムを評価するためステップ
（ｉ）で発生されたＥＣ勾配Ｂｏ振動の時間経過グラフ
を比較するステップとを含む、請求項１に記載の方法。 - 【請求項１１】 ＭＲ活性被験体が、ＭＲＩシステムの
イメージングボリュームの中心に位置づけされ、そして
測定方向に沿って整合され、ＭＲＩシステムが、静磁場
内に勾配を誘導するため、静磁場Ｂｏ及び勾配磁場コイ
ルを有している、磁気勾配スイッチング中に誘導される
渦電流を評価するためのＭＲＩシステムであって、 第１の勾配パルスを勾配磁場コイルに加え、そして磁場
Ｂｏの中心から離れた前記測定方向に沿って対称的に離
して置かれた２つのスライスに対応する第１の対のスピ
ン−エコー信号試料を得るための手段と；第１の勾配パ
ルスと反対の極性を有している第２の勾配パルスを勾配
磁場コイルに加え、そして前記２つのスライスに対応す
る第２の対のスピン−エコー信号試料を得るための手段
と；得られたスピン−エコー信号の歳差運動周波数によ
り、渦電流による磁場勾配及び／又は磁場振動を定量的
に決定するための手段と、を含むＭＲＩシステム。 - 【請求項１２】 スピン−エコー信号の歳差運動のため
の定量値が、下記の関係により得られたＮＭＲ信号デー
タ試料から決定され、 【数３】 ここに、Ｍ＝１，２，３，４のときのｆｎ（ｉ）が、前
記第１及び第２の対のスピン−エコー信号に対応する４
つのＮＭＲ信号の歳差運動周波数を表わし；ｉ＝０，
１，２ −−− Ｎ−２のときのｉが、スピン−エコー
ＮＭＲ信号から得た所定数のデータ試料であるＮを有す
る特定のデータ試料を表わし；Ｓu n及びＳ v nが、得られ
た複合ＮＭＲ信号データの実部及び虚部であり；Ｕ
（ｉ）及びＶ（ｉ）（ｕ（ｉ）ドット及びｖ（ｉ）ドッ
トを意味する）が、それぞれｕ（ｉ）及びｖ（ｉ）の対
応する時間導関数であり；△ｔが、得られたＮＭＲのサ
ンプリング率であり；そして、時間変化磁場勾配及び時
間変化Ｂｏ振動に対する定量値が、下記の関係式によっ
て決定され、 【数４】 ここに、ｆｎ（ｔ）が、スピン−エコー信号の時間変化
歳差運動周波数を表わし；△Ｇ（ｔ）及び△Ｂ（ｔ）
が、それぞれ渦電流によって作り出された時間変化磁場
勾配及び時間変化Ｂｏ振動であり、そしてγが適切な核
種の磁気回転比値である請求項１１に記載のＭＲＩシス
テム。 - 【請求項１３】 バックグランド静磁場Ｂｏ及び静磁場
内にスイッチされた勾配を誘導するため、勾配磁場コイ
ルを有しているＭＲＩシステムにおいて、 （ａ）ＭＲＩシステム内にスイッチされた勾配によって
誘導されるＥＣ勾配及びＢｏ振動のための定量値を決定
するステップと； （ｂ）シーケンス中に作り出された合成磁場が、渦電流
を誘導したいかなる勾配スイッチングの結果に対しても
適切に補償されるように、ステップ（ａ）で決定された
ＥＣ勾配のための定量値に基づいた所定のＭＲＩシーケ
ンスの勾配パルス波形を予め歪ませるステップと； （ｃ）安定なＢｏ磁場を生ずるため、ステップ（ａ）で
決定されたＢｏ振動のための定量値に基づいて逆‐振動
Ｂｏ磁場を作り出すステップとを含む、ＭＲＩシーケン
ス中に作り出された渦電流（ＥＣ）効果及びＢｏ振動を
補償する方法。 - 【請求項１４】 ＥＣ勾配及びＢｏ振動のための定量値
が、下記の２つの関係により決定され、 【数５】 ここに、ｆｎ（ｔ）が、スピン−エコー信号の時間変化
歳差運動周波数を表わし；△Ｇ（ｔ）及び△Ｂ（ｔ）
が、それぞれ渦電流によって作り出されたＥＣ勾配及び
Ｂｏ振動であり；γが適切な核種の磁気回転比値であ
り、そしてスピン−エコー信号の歳差運動周波数のため
の定量値が、下記の関係により得られたＮＭＲ信号デー
タ試料から決定され： 【数６】 ここに、Ｍ＝１，２，３，４のときのｆｎ（ｉ）が、前
記第１及び第２の対のスピン−エコー信号に対応する４
つのＮＭＲ信号の歳差運動周波数を表わし；ｉ＝０，
１，２ −−− Ｎ−２のときのｉが、スピン−エコー
ＮＭＲ信号から得た所定数のデータ試料であるＮを有す
る特定のデータ試料を表わし；Ｓu n及びＳ v nが、得られ
た複合ＮＭＲ信号データの実部及び虚部であり；Ｕ
（ｉ）及びＶ（ｉ）（ｕ（ｉ）ドット及びｖ（ｉ）ドッ
トを意味する）が、それぞれｕ（ｉ）及びｖ（ｉ）の対
応する時間導関数であり；△ｔが、得られたＮＭＲのサ
ンプリング率である、請求項１３に記載の方法。 - 【請求項１５】 バックグランド静磁場Ｂｏ及び静磁場
内にスイッチした勾配を誘導するため、勾配磁場コイル
を有しているＭＲＩシステムにおいて、 （ａ）ＭＲ活性被検体をＭＲＩシステムのイメージング
ボリュームの中心に置き、そして測定方向にそってその
被検体を整合するステップと； （ｂ）第１の勾配パルスを勾配磁場コイルに加え、そし
て磁場Ｂｏの中心から離れて前記測定方向に沿って、対
称に離して置かれた２つのスライスに対応する第１の対
のスピン−エコーＮＭＲ信号から信号データ試料を得る
ステップと； （ｃ）第１の勾配パルスと反対の極性を有している第２
の勾配パルスを勾配磁場コイルに加え、そしてステップ
（ｂ）のスライスに対応する第２の対のスピン−エコー
ＮＭＲ信号から信号データ試料を得るステップと； （ｄ）前記第１及び第２の対のスピン−エコーＮＭＲ信
号の各スピン−エコー信号の得られた信号データ試料か
ら、４つの歳差運動周波数ｆ１−ｆ４を決定するステッ
プと； （ｅ）下記の関係により、ステップ（ｄ）で決定された
歳差運動周波数から、バックグランド勾配Ｇｚ−（Ｇｚ
バーを意味する）を定量するステップと 【数７】 を含むバックグランド静磁場勾配を定量するための方
法。 - 【請求項１６】 スピン−エコー信号の歳差運動周波数
に対する定量値が、下記の関係により得られたＮＭＲ信
号データ試料から決定される請求項１５に記載の方法。 【数８】 ここに、Ｍ＝１，２，３，４のときのｆｎ（ｉ）が、前
記第１及び第２の対のスピン−エコー信号に対応する４
つのＮＭＲ信号の歳差運動周波数を表わし；ｉ＝０，
１，２ −−− Ｎ−２のときのｉが、スピン−エコー
ＮＭＲ信号から得た所定数のデータ試料であるＮを有す
る特定のデータ試料を表わし；Ｓu n及びＳ v nが、得られ
た複合ＮＭＲ信号データの実部及び虚部であり；Ｕ
（ｉ）及びＶ（ｉ）（ｕ（ｉ）ドット及びｖ（ｉ）ドッ
トを意味する）が、それぞれｕ（ｉ）及びｖ（ｉ）の対
応する時間導関数であり；△ｔが、得られたＮＭＲのサ
ンプリング率である。 - 【請求項１７】 ＥＣ測定及び／又はＭＲＩシーケンス
中に生ずる大きなバックグランド静磁場勾配を評価し、
そして補償するための方法であって、 （ａ）Ｂｏ磁場の不均一性によりＥＣ測定域内にあるい
かなるバックブランド磁場勾配、及びＭＲＩ装置内のい
かなる他の静磁場勾配の定量値をも決定するステップ
と； （ｂ）バックグランド磁場勾配及び他の静磁場勾配に対
応する方向に沿って同じマグニチュードの小さい反対の
磁場勾配を加えるステップとを含む方法。 - 【請求項１８】 非対称ＭＲＩパルスシーケンスがＮＭ
Ｒ信号を得るために使用され、そしてバックグランド静
磁場勾配に対する定量値が、下記の２つの関係式によっ
て決定され、 【数９】 ここに、ρ（Ｚ）が、選択したラインのスピン分布であ
り；Ｇｚ−（Ｇｚバーを意味する）が、測定又は読み出
し方向（この場合には“Ｚ”軸線と呼ばれる）に沿った
静バックグランド磁場勾配であり；φ０（Ｚ）は、読み
出し勾配の整調誤りによる誤差からの位相コントリビュ
ーションであり、そして、信号位相が下記の２つの関係
式により読み出し方向に沿った空間位置の関数であり； 【数１０】 そしてバックグランド磁場勾配が、下記の関係により信
号位相から決定され； 【数１１】 ここに、Ф＋およびФ−（φ＋ドットおよびφ−ドット
を意味する）は、選択した読み出し方向に沿った信号位
相の空間的導関数であり；そして△Ｔは、スピン−エコ
ー位置からのＡＳＥ信号の時間シフト量である、請求項
１７に記載の方法。
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