JP2002529175A - Ｍｒｉの勾配電磁界歪みの自動測定 - Google Patents
Ｍｒｉの勾配電磁界歪みの自動測定Info
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Abstract
(57)【要約】
ＭＲＩシステムは、較正手順を自動的に実行して、３つの勾配プリエンファシス・フィルタ全てについて最適な補正パラメータ値を計算する。１つの固定具を使用して、３つの勾配システムそれぞれが生成した勾配パルスによって生じる誤差を測定する。測定された誤差を使用して、勾配誤差関数を計算し、勾配誤差関数の最小値を求めることにより、各プリエンファシス・フィルタについて最適補正パラメータ値を計算する。
Description
【０００１】 （発明の背景） 本発明の分野は、核磁気共鳴撮像方法およびシステムである。特に、本発明は
このようなＭＲＩシステムによって生成される磁界勾配の非理想的性質の測定お
よびその後の補正に関する。
このようなＭＲＩシステムによって生成される磁界勾配の非理想的性質の測定お
よびその後の補正に関する。
【０００２】 人体組織などの物質を均一な磁界（分極磁界Ｂ0）に曝すと、組織内のスピン
の個々の磁気モーメントは、この分極磁界と整列しようとするが、特徴的なラー
モア周波数で任意のオーダーでその周囲を歳差運動している。物質、つまり組織
を、ｘ−ｙ面にあってラーモア周波数に近い磁界（分極磁界Ｂ1）に曝すと、正
味整列磁気モーメントＭ2がｘ−ｙ面へと回転または「傾斜」し、正味横断磁気
モーメントＭ1を生成することができる。励起スピンから信号が放出され、励起
信号Ｂ1が終了した後、この信号は受信されて処理され、像を形成することがで
きる。
の個々の磁気モーメントは、この分極磁界と整列しようとするが、特徴的なラー
モア周波数で任意のオーダーでその周囲を歳差運動している。物質、つまり組織
を、ｘ−ｙ面にあってラーモア周波数に近い磁界（分極磁界Ｂ1）に曝すと、正
味整列磁気モーメントＭ2がｘ−ｙ面へと回転または「傾斜」し、正味横断磁気
モーメントＭ1を生成することができる。励起スピンから信号が放出され、励起
信号Ｂ1が終了した後、この信号は受信されて処理され、像を形成することがで
きる。
【０００３】 撮像、および局所分光分析法の技術の多くに磁気共鳴を利用することは、線形
磁界勾配を使用して、特定の領域を選択的に励起し、ＮＭＲ信号内の空間情報を
符号化することを利用する。ＮＭＲの実験中は、特に選択した一時的変動を有す
る磁界勾配波形を使用する。したがって、理想的磁界勾配波形の応用から逸脱す
ると、像の歪み、強度の損失、ゴースト、および他のアーティファクトが導入さ
れることが予想できる。例えば、選択時間の反転パルス（つまり１８０°の時間
反転ＲＦパルスの使用）中に、磁界勾配が一定でないと、核スピンの不完全な再
位相合せおよびそれに伴う信号の損が発生する。この効果は、後の多重エコー（
Ｃａｒｒ−Ｐｕｒｃｅｌｌ−Ｍｉｅｂｏｏｍ−Ｇｉｌｌ）シーケンスのスピン・
エコーを合成する。また、勾配磁界が（勾配パルスの終了後の残留崩壊のせいで
）ゼロであるべき時にゼロでない場合は、意図的でない位相分散の結果、化学シ
フト撮像（ＣＳＩ）シーケンスのスペクトルが歪み、さらに多重エコー・シーケ
ンスでスピン−スピン緩和時間（Ｔ2）の決定が不正確になることがある。した
がって、当業者は、経時変化する磁界勾配を生成する際の精度を特に懸念する。
磁界勾配を使用して、特定の領域を選択的に励起し、ＮＭＲ信号内の空間情報を
符号化することを利用する。ＮＭＲの実験中は、特に選択した一時的変動を有す
る磁界勾配波形を使用する。したがって、理想的磁界勾配波形の応用から逸脱す
ると、像の歪み、強度の損失、ゴースト、および他のアーティファクトが導入さ
れることが予想できる。例えば、選択時間の反転パルス（つまり１８０°の時間
反転ＲＦパルスの使用）中に、磁界勾配が一定でないと、核スピンの不完全な再
位相合せおよびそれに伴う信号の損が発生する。この効果は、後の多重エコー（
Ｃａｒｒ−Ｐｕｒｃｅｌｌ−Ｍｉｅｂｏｏｍ−Ｇｉｌｌ）シーケンスのスピン・
エコーを合成する。また、勾配磁界が（勾配パルスの終了後の残留崩壊のせいで
）ゼロであるべき時にゼロでない場合は、意図的でない位相分散の結果、化学シ
フト撮像（ＣＳＩ）シーケンスのスペクトルが歪み、さらに多重エコー・シーケ
ンスでスピン−スピン緩和時間（Ｔ2）の決定が不正確になることがある。した
がって、当業者は、経時変化する磁界勾配を生成する際の精度を特に懸念する。
【０００４】 勾配磁界がクライオスタットなどの分極磁石内の損失を生じる構造（磁石が超
電導設計の場合）と、またはシム・コイル・システム、または勾配コイルをＲＦ
コイルから分離するのに使用するＲＦシールドと結合すると、磁界勾配の生成に
歪みが生じることがある。勾配の歪みの一因は、これらの周囲構造に電流を導入
すること、およびシム・コイルへとエネルギーが損失することである。これらの
誘導電流は渦電流として知られる。渦電流のために通常は台形の電流パルスを勾
配コイルに加える間、およびその後にそれぞれ、磁界勾配の指数関数的上昇およ
び崩壊が見られる。
電導設計の場合）と、またはシム・コイル・システム、または勾配コイルをＲＦ
コイルから分離するのに使用するＲＦシールドと結合すると、磁界勾配の生成に
歪みが生じることがある。勾配の歪みの一因は、これらの周囲構造に電流を導入
すること、およびシム・コイルへとエネルギーが損失することである。これらの
誘導電流は渦電流として知られる。渦電流のために通常は台形の電流パルスを勾
配コイルに加える間、およびその後にそれぞれ、磁界勾配の指数関数的上昇およ
び崩壊が見られる。
【０００５】 「Ａ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｆｉｅｌｄ Ｇｒａｄｉｅ
ｎｔ Ｅｄｄｙ Ｃｕｒｒｅｎｔ Ｃｏｍｐｅｎｓａｔｉｏｎ」と題した米国特
許第４，６９８，５９１号では、勾配電源にアナログ・プリエンファシス・フィ
ルタを使用して、渦電流が誘発する勾配磁界の歪みが減少するような方法で、勾
配コイルに加える電流を形成する方法が開示されている。フィルタは、幾つかの
指数関数的崩壊成分と、システムの較正中に設定しなければならない調節可能な
ポテンシオメータとを含む。システムの較正の前に、不正な磁界勾配のインパル
ス応答を測定し、次にプリエンファシス・フィルタのポテンシオメータの設定を
計算する測定技術を使用する。このような技術は、米国特許第４，９５０，９９
４号、第４，６９８，５９１号、および第４，５９１，７８９号に記載されてい
る。
ｎｔ Ｅｄｄｙ Ｃｕｒｒｅｎｔ Ｃｏｍｐｅｎｓａｔｉｏｎ」と題した米国特
許第４，６９８，５９１号では、勾配電源にアナログ・プリエンファシス・フィ
ルタを使用して、渦電流が誘発する勾配磁界の歪みが減少するような方法で、勾
配コイルに加える電流を形成する方法が開示されている。フィルタは、幾つかの
指数関数的崩壊成分と、システムの較正中に設定しなければならない調節可能な
ポテンシオメータとを含む。システムの較正の前に、不正な磁界勾配のインパル
ス応答を測定し、次にプリエンファシス・フィルタのポテンシオメータの設定を
計算する測定技術を使用する。このような技術は、米国特許第４，９５０，９９
４号、第４，６９８，５９１号、および第４，５９１，７８９号に記載されてい
る。
【０００６】 エコー・プレーナー撮像（ＥＰＩ）などのより高速の撮像技術の開発は、この
ような技術を支援するより高速の勾配ハードウェアの開発とともに、生成した勾
配磁界の精度に対する要求を高めた。このため、使用する較正方法に対する要求
も大きくなった。
ような技術を支援するより高速の勾配ハードウェアの開発とともに、生成した勾
配磁界の精度に対する要求を高めた。このため、使用する較正方法に対する要求
も大きくなった。
【０００７】 渦電流は、時間的依存性および空間的依存性（空間的に不変、空間的に線形で
高次で、例えば二次式）によって記述される。適切に較正するため、各時間体制
および各空間的依存性について渦電流データを取得する必要がある。取得した後
、分析して最適プリエンファシス・パラメータを計算し、所与の空間的および時
間的渦電流成分を取り消す。
高次で、例えば二次式）によって記述される。適切に較正するため、各時間体制
および各空間的依存性について渦電流データを取得する必要がある。取得した後
、分析して最適プリエンファシス・パラメータを計算し、所与の空間的および時
間的渦電流成分を取り消す。
【０００８】 電流の較正方法は、磁石内腔に２つのｒｆコイルを支持する固定具を使用する
。２つのコイルから同時にデータを取得しても、１回の取得内で１つの勾配軸に
ついて、空間的不変量またはＢ０の渦電流に空間的に線形の渦電流を加えたもの
しか測定できない。二次など、より空間的高次の測定には、異なる位置にあるコ
イルの少なくとも１つで追加的に取得する必要がある。他の勾配軸のデータ取得
には、コイルを再配置し、別の測定を実行する必要がある。電流測定の固定具は
、時間および空間軸ごとに別個にデータ取得および分析を開始し、次の成分に進
む前に時間および空間軸ごとに分析を実行するオペレータが必要である。最適な
プリエンファシス値を計算するために、成分ごとにデータの取得および分析を複
数回反復する必要がある。結果は、オペレータが何回反復を実行しようとするか
、または実行する時間があるかに応じて変化する。
。２つのコイルから同時にデータを取得しても、１回の取得内で１つの勾配軸に
ついて、空間的不変量またはＢ０の渦電流に空間的に線形の渦電流を加えたもの
しか測定できない。二次など、より空間的高次の測定には、異なる位置にあるコ
イルの少なくとも１つで追加的に取得する必要がある。他の勾配軸のデータ取得
には、コイルを再配置し、別の測定を実行する必要がある。電流測定の固定具は
、時間および空間軸ごとに別個にデータ取得および分析を開始し、次の成分に進
む前に時間および空間軸ごとに分析を実行するオペレータが必要である。最適な
プリエンファシス値を計算するために、成分ごとにデータの取得および分析を複
数回反復する必要がある。結果は、オペレータが何回反復を実行しようとするか
、または実行する時間があるかに応じて変化する。
【０００９】 オペレータによるコイルの配置に変動がある可能性があるので、較正プロセス
の測定位置は、ＮＭＲ実験を使用したコイル位置の測定も含まなければならない
。種々の成分間の相互作用のため、種々の成分のデータ取得および分析は、誤っ
た結果を回避するため、特定の順序で実行しなければならない。プロセス全体は
、非常に時間がかかり、コイルの配置および精密な操作順序への依存のために、
オペレータの誤りに対して弱く、最適なプリエンファシスのために必要なだけの
反復数を実行するオペレータの勤勉さに依存する。
の測定位置は、ＮＭＲ実験を使用したコイル位置の測定も含まなければならない
。種々の成分間の相互作用のため、種々の成分のデータ取得および分析は、誤っ
た結果を回避するため、特定の順序で実行しなければならない。プロセス全体は
、非常に時間がかかり、コイルの配置および精密な操作順序への依存のために、
オペレータの誤りに対して弱く、最適なプリエンファシスのために必要なだけの
反復数を実行するオペレータの勤勉さに依存する。
【００１０】 （発明の概要） 本発明は、ＭＲＩシステムの渦電流較正プロセスをわずかなオペレータとの相
互作用で自動的に実行することができる較正の固定具および方法である。特に、
較正用固定具は、ＭＲＩシステムの内腔にあるＭＲ活性物質の関連するサンプル
を伴う６つ以上の較正コイルのセットを支持し、ｒｆコイルが全サンプルのスピ
ンを励起する一連の測定パルス・シーケンスが実行され、ＮＭＲデータを各較正
コイルから取得し、そこから渦電流の補正値を計算する。
互作用で自動的に実行することができる較正の固定具および方法である。特に、
較正用固定具は、ＭＲＩシステムの内腔にあるＭＲ活性物質の関連するサンプル
を伴う６つ以上の較正コイルのセットを支持し、ｒｆコイルが全サンプルのスピ
ンを励起する一連の測定パルス・シーケンスが実行され、ＮＭＲデータを各較正
コイルから取得し、そこから渦電流の補正値を計算する。
【００１１】 本発明の１つの態様は、６つの別々の較正コイルからほぼ同時に渦電流較正デ
ータを取得することである。較正用固定具は、各較正コイルをＭＲＩ発信器また
は受信器に結合し、各較正コイルが生成したＮＭＲ信号を別々にサンプリングし
て、ＭＲＩシステムで使用できる標準のポートを通して受信器に入力できるよう
にするマルチプレクサを含む。
ータを取得することである。較正用固定具は、各較正コイルをＭＲＩ発信器また
は受信器に結合し、各較正コイルが生成したＮＭＲ信号を別々にサンプリングし
て、ＭＲＩシステムで使用できる標準のポートを通して受信器に入力できるよう
にするマルチプレクサを含む。
【００１２】 本発明のさらに別の態様は、迅速かつオペレータとの相互作用が少ない状態で
実行される較正方法である。固定具を患者用テーブルに装着し、ＭＲＩシステム
の等角点へと移動させる。次に、固定具を動かさず、全ての軸に対して較正デー
タを取得する。このプロセスは、固定具を移動させる必要がなく、較正コイル位
置の別々の測定を実行する必要がないので、迅速に実行される。
実行される較正方法である。固定具を患者用テーブルに装着し、ＭＲＩシステム
の等角点へと移動させる。次に、固定具を動かさず、全ての軸に対して較正デー
タを取得する。このプロセスは、固定具を移動させる必要がなく、較正コイル位
置の別々の測定を実行する必要がないので、迅速に実行される。
【００１３】 （好ましい実施形態の説明） 最初に図１を参照すると、本発明を組み込んだ好ましいＭＲＩシステムの主要
構成要素が図示されている。システムの操作は、キーボードおよび制御盤１０２
およびディスプレイ１０４を含むオペレータのコンソール１００から制御する。
コンソール１００は、リンク１１６を通して別個のコンピュータ・システム１０
７と連絡し、これによってオペレータは画面１０４上の像の生成および表示を制
御することができる。コンピュータ・システム１０７は、バックプレーン１１８
を通して相互に連絡する幾つかのモジュールを含む。これらは、画像プロセッサ
・モジュール１０６、ＣＰＵモジュール１０８およびメモリ・モジュール１１３
を含み、これは当技術分野では、画像データ・アレイを格納するフレーム・バッ
ファとして知られている。コンピュータ・システム１０７は、画像データおよび
プログラムを格納するため、ディスク保存装置１１１およびテープ駆動装置１１
２に連結され、高速シリアル・リンク１１５を通して別のシステム制御装置１２
２と連絡する。
構成要素が図示されている。システムの操作は、キーボードおよび制御盤１０２
およびディスプレイ１０４を含むオペレータのコンソール１００から制御する。
コンソール１００は、リンク１１６を通して別個のコンピュータ・システム１０
７と連絡し、これによってオペレータは画面１０４上の像の生成および表示を制
御することができる。コンピュータ・システム１０７は、バックプレーン１１８
を通して相互に連絡する幾つかのモジュールを含む。これらは、画像プロセッサ
・モジュール１０６、ＣＰＵモジュール１０８およびメモリ・モジュール１１３
を含み、これは当技術分野では、画像データ・アレイを格納するフレーム・バッ
ファとして知られている。コンピュータ・システム１０７は、画像データおよび
プログラムを格納するため、ディスク保存装置１１１およびテープ駆動装置１１
２に連結され、高速シリアル・リンク１１５を通して別のシステム制御装置１２
２と連絡する。
【００１４】 システム制御装置１２２は、バックプレーンによって接続された１組のモジュ
ールを含む。これらは、ＣＰＵモジュール１１９、およびオペレータのコンソー
ル１００とシリアル・リンク１２５を通して接続するパルス発生器モジュール１
２１を含む。システム制御装置１２２は、実行すべき走査シーケンスを示すオペ
レータからの命令を、このリンク１２５を通して受信する。パルス発生器モジュ
ール１２１は、システム構成要素を操作して、所望の走査シーケンスを実行する
。これは、生成すべきＲＦパルスのタイミング、強度および形状、およびデータ
取得ウィンドウのタイミングおよび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、１組の勾配増幅器１２７に接続され、走査中に生成すべき
勾配パルスのタイミングおよび形状を示す。パルス発生器モジュール１２１は、
電極からのＥＣＧ信号またはベローからの呼吸信号など、患者に接続された幾つ
かの異なるセンサからの信号を受信する生理学的取得制御装置１２９からの患者
のデータも受信する。最後に、パルス発生器モジュール１２１は、患者および磁
気システムの状態に関連した種々のセンサから信号を受信する走査室インタフェ
ース回路１３３に接続される。患者の位置決めシステム１３４が、走査に望まし
い位置へと患者を移動させる命令を受信するのも、走査室インタフェース回路１
３３を通してである。
ールを含む。これらは、ＣＰＵモジュール１１９、およびオペレータのコンソー
ル１００とシリアル・リンク１２５を通して接続するパルス発生器モジュール１
２１を含む。システム制御装置１２２は、実行すべき走査シーケンスを示すオペ
レータからの命令を、このリンク１２５を通して受信する。パルス発生器モジュ
ール１２１は、システム構成要素を操作して、所望の走査シーケンスを実行する
。これは、生成すべきＲＦパルスのタイミング、強度および形状、およびデータ
取得ウィンドウのタイミングおよび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、１組の勾配増幅器１２７に接続され、走査中に生成すべき
勾配パルスのタイミングおよび形状を示す。パルス発生器モジュール１２１は、
電極からのＥＣＧ信号またはベローからの呼吸信号など、患者に接続された幾つ
かの異なるセンサからの信号を受信する生理学的取得制御装置１２９からの患者
のデータも受信する。最後に、パルス発生器モジュール１２１は、患者および磁
気システムの状態に関連した種々のセンサから信号を受信する走査室インタフェ
ース回路１３３に接続される。患者の位置決めシステム１３４が、走査に望まし
い位置へと患者を移動させる命令を受信するのも、走査室インタフェース回路１
３３を通してである。
【００１５】 パルス発生器モジュール１２１によって生成された勾配波形は、Ｇx、Ｇyおよ
びＧz増幅器で構成される勾配増幅器システム１２７に与えられる。各勾配増幅
器は、全体として１３９で指定されたアセンブリ中の対応する勾配コイルを励起
し、位置符号化取得信号に使用する線形磁界勾配を生成する。勾配コイル・アセ
ンブリ１３９は、分極磁石１４０および全身ＲＦコイル１５２を含む磁石アセン
ブリ１４１の部分を形成する。システム制御装置１２２のトランシーバ・モジュ
ール１５０は、ＲＦ増幅器１５１によって増幅されるパルスを生成し、発信／受
信スイッチ１５４によってＲＦコイル１５２と結合される。その結果、患者の体
内で励起した核が放射した信号は、同じＲＦコイル１５２で感知され、発信／受
信スイッチ１５４を通して前置増幅器１５３に結合される。増幅したＮＭＲ信号
は、トランシーバ１５０の受信器区間で復調、濾波、ディジタル化される。発信
／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、発信モード中はＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続し、受
信モード中は前置増幅器１５３を接続する。発信／受信スイッチ１５４は分離さ
れているＲＦコイル（例えばヘッド・コイルまたは表面コイル）を発信モードで
も受信モードでも使用できるようにする。
びＧz増幅器で構成される勾配増幅器システム１２７に与えられる。各勾配増幅
器は、全体として１３９で指定されたアセンブリ中の対応する勾配コイルを励起
し、位置符号化取得信号に使用する線形磁界勾配を生成する。勾配コイル・アセ
ンブリ１３９は、分極磁石１４０および全身ＲＦコイル１５２を含む磁石アセン
ブリ１４１の部分を形成する。システム制御装置１２２のトランシーバ・モジュ
ール１５０は、ＲＦ増幅器１５１によって増幅されるパルスを生成し、発信／受
信スイッチ１５４によってＲＦコイル１５２と結合される。その結果、患者の体
内で励起した核が放射した信号は、同じＲＦコイル１５２で感知され、発信／受
信スイッチ１５４を通して前置増幅器１５３に結合される。増幅したＮＭＲ信号
は、トランシーバ１５０の受信器区間で復調、濾波、ディジタル化される。発信
／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、発信モード中はＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続し、受
信モード中は前置増幅器１５３を接続する。発信／受信スイッチ１５４は分離さ
れているＲＦコイル（例えばヘッド・コイルまたは表面コイル）を発信モードで
も受信モードでも使用できるようにする。
【００１６】 ＲＦコイル１５２が受信したＮＭＲ信号は、トランシーバ・モジュール１５０
によってディジタル化され、システム制御装置１２２のメモリ・モジュール１６
０に転送される。走査が完了し、データの全アレイがメモリ・モジュール１６０
で取得されると、アレイ・プロセッサ１６１が作動し、データをアレイ状の画像
データに変換する。この画像データは、シリアル・リンク１１５を通してコンピ
ュータ・システム１０７へと伝達され、そこでディスク・メモリ１１１に格納さ
れる。オペレータ・コンソール１００から受信した命令に応答して、この画像デ
ータは外部駆動装置１１２にアーカイブするか、以下でさらに詳細に述べるよう
に、画像プロセッサ１０６でさらに処理し、オペレータ・コンソール１００に伝
達してディスプレイ１０４上に提示することができる。
によってディジタル化され、システム制御装置１２２のメモリ・モジュール１６
０に転送される。走査が完了し、データの全アレイがメモリ・モジュール１６０
で取得されると、アレイ・プロセッサ１６１が作動し、データをアレイ状の画像
データに変換する。この画像データは、シリアル・リンク１１５を通してコンピ
ュータ・システム１０７へと伝達され、そこでディスク・メモリ１１１に格納さ
れる。オペレータ・コンソール１００から受信した命令に応答して、この画像デ
ータは外部駆動装置１１２にアーカイブするか、以下でさらに詳細に述べるよう
に、画像プロセッサ１０６でさらに処理し、オペレータ・コンソール１００に伝
達してディスプレイ１０４上に提示することができる。
【００１７】 トランシーバ１５０のさらに詳細な記述については、参照により本明細書に組
み込まれる米国特許第４，９５２，８７７号および第４，９９２，７３６号を参
照されたい。
み込まれる米国特許第４，９５２，８７７号および第４，９９２，７３６号を参
照されたい。
【００１８】 本発明は、図１のＭＲＩシステムを定期的に試験し、適用された磁界勾配の誤
差を測定し、測定誤差を相殺するために使用する補正回路値を計算できるように
することができる。
差を測定し、測定誤差を相殺するために使用する補正回路値を計算できるように
することができる。
【００１９】 当技術分野でよく知られているように、勾配磁界歪みは、２６で示すような波
形の予め歪ませるために、図２に示すように理想的勾配波形１４にプリエンファ
シス・フィルタ２４を適用することによって、相殺することができる。プリエン
ファシス・フィルタ２４は、図４に示すようなアナログ回路、またはディジタル
回路でよい。プリエンファシス・フィルタは、空間的に不変の渦電流成分または
空間的に線形の渦電流成分の修正に使用することができる。前者のケースでは、
受信周波数をシフトして渦電流の効果を補正するため、フィルタの出力２７を、
ほぼ一定の磁界を生成する特殊コイルか、トランシーバ１５０へと与える。空間
的に線形の渦電流の後者のケースでは、フィルタの出力２６を勾配増幅器１２７
に与える。その結果、増幅されて勾配コイル１３９に与えられた電流パルス２８
は、所望の長方形の磁界勾配パルス１８を生成する。典型的なＭＲ用途では勾配
パルスをデカルト座標系の各軸に与えるので、本発明を実践するＭＲシステムは
、図２に図示されたものと機能的に同様の手段を有し、３本の軸全てに沿った補
正を達成する。
形の予め歪ませるために、図２に示すように理想的勾配波形１４にプリエンファ
シス・フィルタ２４を適用することによって、相殺することができる。プリエン
ファシス・フィルタ２４は、図４に示すようなアナログ回路、またはディジタル
回路でよい。プリエンファシス・フィルタは、空間的に不変の渦電流成分または
空間的に線形の渦電流成分の修正に使用することができる。前者のケースでは、
受信周波数をシフトして渦電流の効果を補正するため、フィルタの出力２７を、
ほぼ一定の磁界を生成する特殊コイルか、トランシーバ１５０へと与える。空間
的に線形の渦電流の後者のケースでは、フィルタの出力２６を勾配増幅器１２７
に与える。その結果、増幅されて勾配コイル１３９に与えられた電流パルス２８
は、所望の長方形の磁界勾配パルス１８を生成する。典型的なＭＲ用途では勾配
パルスをデカルト座標系の各軸に与えるので、本発明を実践するＭＲシステムは
、図２に図示されたものと機能的に同様の手段を有し、３本の軸全てに沿った補
正を達成する。
【００２０】 図２の波形２６−２７をどのように決定し、したがって所望の形状を達成する
ためにプリエンファシス・フィルタ２４をどのように構築するかを決定するため
に、最初に、削除すべき歪みの性質を測定し、分析しなければならない。これは
、図６に示す較正用固定具および図３に示す測定パルス・シーケンスを使用して
、プリエンファシス・フィルタ２４の補正値を計算する元となるＮＭＲデータを
取得する較正プロセスを実行することによって達成される。
ためにプリエンファシス・フィルタ２４をどのように構築するかを決定するため
に、最初に、削除すべき歪みの性質を測定し、分析しなければならない。これは
、図６に示す較正用固定具および図３に示す測定パルス・シーケンスを使用して
、プリエンファシス・フィルタ２４の補正値を計算する元となるＮＭＲデータを
取得する較正プロセスを実行することによって達成される。
【００２１】 特に図６を参照すると、較正用固定具１８０は、アクリルで作成され、一端に
沿って形成された一体成形の取っ手１８３を有する、ほぼ長方形の台板１８２を
含む。１対のロック機構１９０が、台板１８２の各側に沿って装着され、これは
台板１８２をＭＲＩシステムの患者用テーブルと噛み合わせ、これにロックする
。患者用テーブルは、ｚ軸に沿って並進し、台板１８２をＭＲＩシステムの等角
点へと移動させる。
沿って形成された一体成形の取っ手１８３を有する、ほぼ長方形の台板１８２を
含む。１対のロック機構１９０が、台板１８２の各側に沿って装着され、これは
台板１８２をＭＲＩシステムの患者用テーブルと噛み合わせ、これにロックする
。患者用テーブルは、ｚ軸に沿って並進し、台板１８２をＭＲＩシステムの等角
点へと移動させる。
【００２２】 コイル支持体１８９は、台板１８２に装着され、かつｘおよびｚ勾配軸に沿っ
て台板１８２に平行に延びている４本のアーム１８４を含む。柱１８５が、ｙ勾
配軸に沿ってコイル支持体１８９の中心から上方向に延びているる。
て台板１８２に平行に延びている４本のアーム１８４を含む。柱１８５が、ｙ勾
配軸に沿ってコイル支持体１８９の中心から上方向に延びているる。
【００２３】 コイル支持体１８９は、相互に固定された関係で６つの較正コイル・アセンブ
リを保持する。コイル・アセンブリのうち２つ１８６は、ｚ勾配軸に沿って延び
るアーム１８４に装着され、２つのコイル・アセンブリ１８７は、ｘ勾配軸に沿
って延在するアーム１８４に装着される。第５のコイル・アセンブリ１８８は、
柱１８５の頂部に装着され、第６のコイル・アセンブリ１８８はコイル支持体１
８９の中心から下方向に延びている。したがって、コイル支持体１８９は、間隔
をあけ、ｚ勾配軸に沿ってシステムの等角点から等距離にある１対のコイル・ア
センブリ１８６、間隔をあけ、ｘ勾配軸に沿ってシステムの等角点から等距離に
ある１対のコイル・アセンブリ１８７、および間隔をあけ、ｙ勾配軸に沿ってシ
ステムの等角点から等距離にある１対のコイル・アセンブリ１８８を搭載する。
リを保持する。コイル・アセンブリのうち２つ１８６は、ｚ勾配軸に沿って延び
るアーム１８４に装着され、２つのコイル・アセンブリ１８７は、ｘ勾配軸に沿
って延在するアーム１８４に装着される。第５のコイル・アセンブリ１８８は、
柱１８５の頂部に装着され、第６のコイル・アセンブリ１８８はコイル支持体１
８９の中心から下方向に延びている。したがって、コイル支持体１８９は、間隔
をあけ、ｚ勾配軸に沿ってシステムの等角点から等距離にある１対のコイル・ア
センブリ１８６、間隔をあけ、ｘ勾配軸に沿ってシステムの等角点から等距離に
ある１対のコイル・アセンブリ１８７、および間隔をあけ、ｙ勾配軸に沿ってシ
ステムの等角点から等距離にある１対のコイル・アセンブリ１８８を搭載する。
【００２４】 以下でさらに詳細に説明するように、各コイル・アセンブリは、取っ手１８３
付近に装着されたエンクロージャ１９１に収容された回路に接続された較正コイ
ルを含む。この回路は、ＭＲＩシステムのＴ／Ｒスイッチ１５４（図１）に接続
され、パルス発生器モジュール１２１（図１）からの信号によって制御される。
電気部品を除く固定具１８１の全ての要素は、非導電性で、勾配磁界またはＮＭ
Ｒ較正測定と緩衝しない低陽子ＭＲ信号を有するアクリルなどの材料から形成さ
れる。
付近に装着されたエンクロージャ１９１に収容された回路に接続された較正コイ
ルを含む。この回路は、ＭＲＩシステムのＴ／Ｒスイッチ１５４（図１）に接続
され、パルス発生器モジュール１２１（図１）からの信号によって制御される。
電気部品を除く固定具１８１の全ての要素は、非導電性で、勾配磁界またはＮＭ
Ｒ較正測定と緩衝しない低陽子ＭＲ信号を有するアクリルなどの材料から形成さ
れる。
【００２５】 特に図７を参照すると、コイル・アセンブリ１８６〜１８８はそれぞれ、サン
プル容器１９３の周囲に巻き付けた較正コイル１９２を含む。サンプル容器は、
０．０５ＭのＣｕＳｏ4をドーピングした水約０．４ｃｃのための直径１０ｍｍ
のアクリル容器である。これらのサンプルは、磁界勾配パルスによって生じる歪
みの測定に使用するＮＭＲ信号の発生源として働く。較正コイル１９２は、サン
プル容器１９３の周囲に６回巻かれ、その先頭は同調回路１９４に接続される。
同調回路１９４は、コイル１９２をＭＲＩシステムのラーモア周波数に同調させ
る受動素子で構成される。好ましい実施形態では、較正コイル１９２は１．０テ
スラ・システムと１．５テスラ・システム両方のラーモア周波数に二重に同調さ
れている。好ましい実施形態では、全本体コイルはｒｆ電力の伝達に使用され、
各較正コイルは受信にのみ使用する。より一般的な実施形態では、各較正コイル
を伝達と受信に使用することができた。
プル容器１９３の周囲に巻き付けた較正コイル１９２を含む。サンプル容器は、
０．０５ＭのＣｕＳｏ4をドーピングした水約０．４ｃｃのための直径１０ｍｍ
のアクリル容器である。これらのサンプルは、磁界勾配パルスによって生じる歪
みの測定に使用するＮＭＲ信号の発生源として働く。較正コイル１９２は、サン
プル容器１９３の周囲に６回巻かれ、その先頭は同調回路１９４に接続される。
同調回路１９４は、コイル１９２をＭＲＩシステムのラーモア周波数に同調させ
る受動素子で構成される。好ましい実施形態では、較正コイル１９２は１．０テ
スラ・システムと１．５テスラ・システム両方のラーモア周波数に二重に同調さ
れている。好ましい実施形態では、全本体コイルはｒｆ電力の伝達に使用され、
各較正コイルは受信にのみ使用する。より一般的な実施形態では、各較正コイル
を伝達と受信に使用することができた。
【００２６】 ６つの較正コイル１９２によって生成された信号は、アナログ・マルチプレク
サ１９５に入力される。マルチプレクサ１９５は、制御ライン１９６に与えられ
た３ビットの２進コードに応答して、６つの入力信号のうち１つを選択する市販
の集積回路である。この制御ライン１９６は、パルス発生器モジュール１２１の
ディジタル出力部に接続され、以下で詳細に述べる測定パルス・シーケンスの間
、これによって操作される。選択された信号は、Ｔ／Ｒスイッチ１５４の入力部
に接続する同軸ケーブル１９７を通して、マルチプレクサによって出力される。
サ１９５に入力される。マルチプレクサ１９５は、制御ライン１９６に与えられ
た３ビットの２進コードに応答して、６つの入力信号のうち１つを選択する市販
の集積回路である。この制御ライン１９６は、パルス発生器モジュール１２１の
ディジタル出力部に接続され、以下で詳細に述べる測定パルス・シーケンスの間
、これによって操作される。選択された信号は、Ｔ／Ｒスイッチ１５４の入力部
に接続する同軸ケーブル１９７を通して、マルチプレクサによって出力される。
【００２７】 図３は、６つの較正コイルそれぞれからの１測定時間遅延の間、および１本の
勾配軸に対してＮＭＲ信号（ＦＩＤ）を生成するのに使用するパルス・シーケン
スを示す。測定シーケンスは、４００ミリ秒の勾配パルス２５０の後に、自由誘
導崩壊（ＦＩＤ）信号を生成する非選択的９０°ＲＦパルス２５２を与える。勾
配パルスによって生成された時間依存性磁界成分がない場合は、同じ物体を勾配
パルスの全遅延にわたって、均質で一定の磁界に浸漬する。その結果、ＦＩＤの
瞬時周波数は時間の関数として一定になる。しかし、勾配パルスが時間依存性磁
界成分を伴う場合は、サンプルにおける磁界がＦＩＤの間に変動し、したがって
ＦＩＤの瞬時位相および周波数が変動する。
勾配軸に対してＮＭＲ信号（ＦＩＤ）を生成するのに使用するパルス・シーケン
スを示す。測定シーケンスは、４００ミリ秒の勾配パルス２５０の後に、自由誘
導崩壊（ＦＩＤ）信号を生成する非選択的９０°ＲＦパルス２５２を与える。勾
配パルスによって生成された時間依存性磁界成分がない場合は、同じ物体を勾配
パルスの全遅延にわたって、均質で一定の磁界に浸漬する。その結果、ＦＩＤの
瞬時周波数は時間の関数として一定になる。しかし、勾配パルスが時間依存性磁
界成分を伴う場合は、サンプルにおける磁界がＦＩＤの間に変動し、したがって
ＦＩＤの瞬時位相および周波数が変動する。
【００２８】 勾配パルス２５０を切った後、ＦＩＤを種々の時間にサンプリングすることに
より、勾配パルス２５０に対するＭＲＩシステムの時間依存性反応を決定するこ
とができる。６つの連続するデータ取得ウィンドウ２５３〜２５８の間に、６つ
の較正コイルのそれぞれから１測定時間遅延を取得する。これは、マルチプレク
サ１９５を順序付け、各コイルによるメモリ・モジュール１６０の値の読取りと
格納との間に３００マイクロ秒のギャップがある状態で各較正コイルを１ミリ秒
間サンプリングすることによって達成される。
より、勾配パルス２５０に対するＭＲＩシステムの時間依存性反応を決定するこ
とができる。６つの連続するデータ取得ウィンドウ２５３〜２５８の間に、６つ
の較正コイルのそれぞれから１測定時間遅延を取得する。これは、マルチプレク
サ１９５を順序付け、各コイルによるメモリ・モジュール１６０の値の読取りと
格納との間に３００マイクロ秒のギャップがある状態で各較正コイルを１ミリ秒
間サンプリングすることによって達成される。
【００２９】 ＲＦ励起パルス２５２およびデータ取得ウィンドウ２５３〜２５８は、点線２
６０によって示す読取りブロックを備える。以下で詳細に述べるように、パルス
・シーケンスを繰り返し、勾配パルス２５０と読取りブロック２６０との間の「
遅延」を変更して、勾配パルス２５０の後の０から２秒の期間にわたってサンプ
リングする。勾配パルス２５０を切った後、渦電流は指数関数的に崩壊するので
、サンプル間の時間間隔は開始時に短く、勾配パルス２５０の後は時間の関数と
して増加する。１勾配軸の完全なサンプリングにわたる読取りブロックの崩壊を
、表１に示す。
６０によって示す読取りブロックを備える。以下で詳細に述べるように、パルス
・シーケンスを繰り返し、勾配パルス２５０と読取りブロック２６０との間の「
遅延」を変更して、勾配パルス２５０の後の０から２秒の期間にわたってサンプ
リングする。勾配パルス２５０を切った後、渦電流は指数関数的に崩壊するので
、サンプル間の時間間隔は開始時に短く、勾配パルス２５０の後は時間の関数と
して増加する。１勾配軸の完全なサンプリングにわたる読取りブロックの崩壊を
、表１に示す。
【００３０】 表１ 読取りブロックの遅延時間 ０ １２０ ３２０ ８５０ ８ １３０ ３４０ ９００ １６ １４０ ３６０ ９５０ ２４ １５０ ３８０ １０００ ３２ １６０ ４００ １１００ ４０ １７０ ４４０ １２００ ４８ １８０ ４８０ １３００ ５６ １９０ ５２０ １４００ ６４ ２００ ５６０ １５００ ７２ ２２０ ６００ １６００ ８０ ２４０ ６５０ １７００ ８８ ２６０ ７００ １８００ ９６ ２８０ ７５０ １９００ １０４ ３００ ８００ ２０００ １１２
【００３１】 ＦＩＤサンプルの取得は、各勾配パルス２５０の後に２つ以上の読取りブロッ
ク２６０を取得することにより、短縮することができる。取得することができる
読取りブロック２６０の数における主な制約は、各非選択的ＲＦ励起パルス２５
２の後に、長さ方向の磁化を回復できる必要があることである。好ましい実施形
態では、ｒｆパルス２５２間に８０ミリ秒の最短回復時間を設け、表１のサンプ
ル時間をこの回復時間で解析することにより、１０個の勾配パルス２５０を使用
して読取りブロック全部を取得することができる。ＦＩＤをサンプリングする順
序を表２に示す。
ク２６０を取得することにより、短縮することができる。取得することができる
読取りブロック２６０の数における主な制約は、各非選択的ＲＦ励起パルス２５
２の後に、長さ方向の磁化を回復できる必要があることである。好ましい実施形
態では、ｒｆパルス２５２間に８０ミリ秒の最短回復時間を設け、表１のサンプ
ル時間をこの回復時間で解析することにより、１０個の勾配パルス２５０を使用
して読取りブロック全部を取得することができる。ＦＩＤをサンプリングする順
序を表２に示す。
【００３２】 表２ 読出しブロック遅延時間解析 １ ２ ３ ４ ５ ６ ７ ８ ９ １０ 0 8 16 24 32 40 48 56 64 72 80 88 96 104 112 120 130 140 150 160 170 180 190 200 240 260 280 300 320 340 360 400 440 480 520 560 600 650 700 750 800 850 900 950 1000 1100 1200 1300 1400 1500 1600 1700 1800 1900 2000
【００３３】 このＦＩＤ信号のサンプリングは、プラスの勾配パルス２５０で１回実行し、
その後、勾配パルス２５０の極性を反転して繰り返す。これらのＦＩＤサンプル
の取得は、複数回繰り返して、信号サンプルを平均し、「勾配誤差測定」のＳＮ
Ｒを改善することができる。表２では、２から１０の勾配繰返しを使用して、以
前の繰返しで取得したデータを再取得し、所望に応じて信号対雑音比を改善する
ことができる。例えば、繰返し２では、時間遅延１００、１２００、１３００な
ども、繰返し１で既に取得してあっても、再び取得することができる。この勾配
誤差測定は、Ｇx勾配で１回実行し、Ｇy勾配で繰り返し、次にＧz勾配で再度繰
り返す。これは、以下でさらに詳細に述べるように、ｘ、ｙおよびｚ軸のプリエ
ンファシス・フィルタ２４の最適補正パラメータ値を計算するのに必要な情報を
提供する。
その後、勾配パルス２５０の極性を反転して繰り返す。これらのＦＩＤサンプル
の取得は、複数回繰り返して、信号サンプルを平均し、「勾配誤差測定」のＳＮ
Ｒを改善することができる。表２では、２から１０の勾配繰返しを使用して、以
前の繰返しで取得したデータを再取得し、所望に応じて信号対雑音比を改善する
ことができる。例えば、繰返し２では、時間遅延１００、１２００、１３００な
ども、繰返し１で既に取得してあっても、再び取得することができる。この勾配
誤差測定は、Ｇx勾配で１回実行し、Ｇy勾配で繰り返し、次にＧz勾配で再度繰
り返す。これは、以下でさらに詳細に述べるように、ｘ、ｙおよびｚ軸のプリエ
ンファシス・フィルタ２４の最適補正パラメータ値を計算するのに必要な情報を
提供する。
【００３４】 図４を参照すると、アナログ・プリエンファシス・フィルタ２４の好ましい実
施形態は、演算増幅器３０１に接続された入力端子３００を含む。増幅器３０１
の出力部は、バス３０２に接続され、これは点線３０３〜３０５で示した複数の
指数回路への入力部として働く。指数回路３０３〜３０５の出力部は、共通フィ
ルタ出力端子３０６に接続され、フィードバック抵抗器３０７がこのフィルタ出
力部３０６を入力端子３００へと接続する。３つの指数回路３０３〜３０５が図
示されているが、その数はＭＲ測定の結果および適切な結果を提供するのに必要
な精度に依存する。
施形態は、演算増幅器３０１に接続された入力端子３００を含む。増幅器３０１
の出力部は、バス３０２に接続され、これは点線３０３〜３０５で示した複数の
指数回路への入力部として働く。指数回路３０３〜３０５の出力部は、共通フィ
ルタ出力端子３０６に接続され、フィードバック抵抗器３０７がこのフィルタ出
力部３０６を入力端子３００へと接続する。３つの指数回路３０３〜３０５が図
示されているが、その数はＭＲ測定の結果および適切な結果を提供するのに必要
な精度に依存する。
【００３５】 まだ図４を参照すると、各指数回路３０３〜３０５は、単極双投接点スイッチ
３０８を通して演算増幅器３０９に接続される入力部に、結合コンデンサＣを含
む。ポテンシオメータＲxも演算増幅器３０９の入力部に接続され、コンデンサ
ＣとともにＲ−Ｃ回路を形成する。第２ポテンシオメータＲαは、増幅器３０９
の出力部に接続され、そのワイパ接点が抵抗器Ｒ0を通してフィルタの出力端子
３０６に接続される。ポテンシオメータＲxおよびＲαは、適切な時定数τiおよ
びオーバーシュートまたはアンダーシュート・フラクションαiを提供するよう
調節される。調節は、スイッチ３０８を切り換えて、抵抗器Ｒcを通して演算増
幅器３０９に１０ボルトの基準３１０を与える較正ステップによって実行する。
次に、ポテンシオメータＲxを設定して、演算増幅器３０９の出力部に所定の電
圧Ｖ1を与え、次にポテンシオメータＲαを設定して、そのワイパに所定の電圧
Ｖ2を与える。所定の電圧Ｖ1およびＶ2は、τiおよびαiの値、さらに回路構成
要素の値を使用して計算する。各指数回路３０３〜３０５は、この方法で別個に
較正し、スイッチ３０８をその操作位置に戻す。したがって、プリエンファシス
・フィルタは、入力部３００に与えられる信号を補正する１つまたは複数の指数
回路を含む。他の勾配波形プリエンファシス方法を使用できることが、当業者に
は明白なはずである。例えば、プリエンファシスは、参照により本明細書に組み
込まれる「Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ ｏｆ Ｓｉｇｎａｌ Ｄｉｓｔｏｒｔｉｏｎ
Ｉｎ Ａｎ ＮＭＲ Ａｐｐａｒａｔｕｓ」と題した米国特許第５，２８９，
１２７号に記載されたように、ディジタルで実行することができる。
３０８を通して演算増幅器３０９に接続される入力部に、結合コンデンサＣを含
む。ポテンシオメータＲxも演算増幅器３０９の入力部に接続され、コンデンサ
ＣとともにＲ−Ｃ回路を形成する。第２ポテンシオメータＲαは、増幅器３０９
の出力部に接続され、そのワイパ接点が抵抗器Ｒ0を通してフィルタの出力端子
３０６に接続される。ポテンシオメータＲxおよびＲαは、適切な時定数τiおよ
びオーバーシュートまたはアンダーシュート・フラクションαiを提供するよう
調節される。調節は、スイッチ３０８を切り換えて、抵抗器Ｒcを通して演算増
幅器３０９に１０ボルトの基準３１０を与える較正ステップによって実行する。
次に、ポテンシオメータＲxを設定して、演算増幅器３０９の出力部に所定の電
圧Ｖ1を与え、次にポテンシオメータＲαを設定して、そのワイパに所定の電圧
Ｖ2を与える。所定の電圧Ｖ1およびＶ2は、τiおよびαiの値、さらに回路構成
要素の値を使用して計算する。各指数回路３０３〜３０５は、この方法で別個に
較正し、スイッチ３０８をその操作位置に戻す。したがって、プリエンファシス
・フィルタは、入力部３００に与えられる信号を補正する１つまたは複数の指数
回路を含む。他の勾配波形プリエンファシス方法を使用できることが、当業者に
は明白なはずである。例えば、プリエンファシスは、参照により本明細書に組み
込まれる「Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ ｏｆ Ｓｉｇｎａｌ Ｄｉｓｔｏｒｔｉｏｎ
Ｉｎ Ａｎ ＮＭＲ Ａｐｐａｒａｔｕｓ」と題した米国特許第５，２８９，
１２７号に記載されたように、ディジタルで実行することができる。
【００３６】 本発明は、プリエンファシス・フィルタ２４の最適補正パラメータτiおよび
αiを自動的に計算する方法である。これを達成するプロセスは、図５の流れ図
に示され、図１のＭＲＩシステムの較正手順として実行される。その結果、較正
プロセスの終了時に、オペレータの介入を必要とせずに、全ての勾配プリエンフ
ァシス・フィルタの最適補正パラメータ値が計算される。プロセス・ブロック２
００で指示された第１ステップは、フィルタ２４に使用する補正を初期化する。
プロセス・ブロック２０２の次のステップは、勾配パルス２５０によって生成さ
れた勾配誤差を測定する。ブロック２０４では、勾配パルスを３本の軸ｘ、およ
びｚ全部について、各軸に別々に与える。サンプリングしたＦＩＤの位相の時間
導関数を計算して、各較正コイル位置における磁界を測定する。当技術分野でよ
く知られている方法を用いて、較正コイル位置における磁界を組み合わせ、勾配
パルス２５０を任意の特定の軸に与えた場合の勾配誤差の空間的に不変で空間的
に直線の成分を計算する。例えば、勾配パルス２５０をｘ軸に加えた場合、空間
的に不変である勾配誤差成分、およびｘ、ｙおよびｚ方向で直線的に変動する成
分を測定する。任意の空間成分の誤差が、決定ブロック２０６で決定した状態で
、画像品質の低下を生じるのに十分なほど大きい場合は、ブロック２０８で誤差
を処理し、当業者にはよく知られている方法を用いて、その成分のプリエンファ
シス・パラメータαiおよびτiを獲得する。決定ブロック２１０で決定した状態
で、各空間成分および各軸についてプリエンファシス・パラメータを決定した後
、勾配誤差を測定し、プロセスを繰り返す。勾配誤差が、決定ブロック２１２で
決定した状態で、各成分および各勾配パルス軸について画像の品質問題を生じる
には小さすぎる場合は、プロセスが終了する。
αiを自動的に計算する方法である。これを達成するプロセスは、図５の流れ図
に示され、図１のＭＲＩシステムの較正手順として実行される。その結果、較正
プロセスの終了時に、オペレータの介入を必要とせずに、全ての勾配プリエンフ
ァシス・フィルタの最適補正パラメータ値が計算される。プロセス・ブロック２
００で指示された第１ステップは、フィルタ２４に使用する補正を初期化する。
プロセス・ブロック２０２の次のステップは、勾配パルス２５０によって生成さ
れた勾配誤差を測定する。ブロック２０４では、勾配パルスを３本の軸ｘ、およ
びｚ全部について、各軸に別々に与える。サンプリングしたＦＩＤの位相の時間
導関数を計算して、各較正コイル位置における磁界を測定する。当技術分野でよ
く知られている方法を用いて、較正コイル位置における磁界を組み合わせ、勾配
パルス２５０を任意の特定の軸に与えた場合の勾配誤差の空間的に不変で空間的
に直線の成分を計算する。例えば、勾配パルス２５０をｘ軸に加えた場合、空間
的に不変である勾配誤差成分、およびｘ、ｙおよびｚ方向で直線的に変動する成
分を測定する。任意の空間成分の誤差が、決定ブロック２０６で決定した状態で
、画像品質の低下を生じるのに十分なほど大きい場合は、ブロック２０８で誤差
を処理し、当業者にはよく知られている方法を用いて、その成分のプリエンファ
シス・パラメータαiおよびτiを獲得する。決定ブロック２１０で決定した状態
で、各空間成分および各軸についてプリエンファシス・パラメータを決定した後
、勾配誤差を測定し、プロセスを繰り返す。勾配誤差が、決定ブロック２１２で
決定した状態で、各成分および各勾配パルス軸について画像の品質問題を生じる
には小さすぎる場合は、プロセスが終了する。
【図１】 本発明を使用するＭＲＩシステムのブロック図である。
【図２】 図１のＭＲＩシステムの部分を形成する勾配磁界生成要素のブロ
ック図である。
ック図である。
【図３】 本発明の好ましい実施形態を実践するため、図１のＭＲＩシステ
ムが使用するパルス・シーケンスのグラフ図である。
ムが使用するパルス・シーケンスのグラフ図である。
【図４】 図２の１つのブロックを形成するプリエンファシス・フィルタの
電気配線図である。
電気配線図である。
【図５】 本発明を実践する図１のＭＲＩシステムが使用する較正プロセス
の流れ図である。
の流れ図である。
【図６】 本発明を実践する図１のＭＲＩシステムで使用する較正用固定具
の好ましい実施形態の斜視図である。
の好ましい実施形態の斜視図である。
【図７】 図６の較正用固定具の電気ブロック図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ｇ０１Ｎ 24/06 ５３０Ｙ (72)発明者 キング，ケビン・フランクリン アメリカ合衆国・53151・ウィスコンシン 州・ニュー ベルリン・ウエスト リッジ ロード・15651 Ｆターム(参考） 2G017 AA01 BA05 BA15 4C096 AB33 AD09 CB17 CB20
Claims (11)
- 【請求項１】 ＭＲＩ較正システムであって、 ａ）動作中にＭＲＩシステムによって分極した磁界および勾配磁界が生成され
る位置で、ＭＲＩシステムに装着された固定具を備え、固定具が、 第１勾配軸に沿って配置された第１対の較正コイルと、 第２勾配軸に沿って配置された第２対の較正コイルと、 第３勾配軸に沿って配置された第３対の較正コイルとを含み、 各較正コイル・アセンブリが、較正コイルと、ＭＲＩシステムで励起されると
ＮＭＲ信号を生成するサンプル材料とを含み、さらに、 ｂ）各較正コイルに接続された入力部と、ＭＲＩシステムのトランシーバに結
合された出力部とを有するマルチプレクサを備え、 ＭＲＩシステムが、較正手順中にマルチプレクサおよびＭＲＩシステムを操作
して、各較正コイルからＮＭＲデータを取得するパルス発生器を含むＭＲＩ較正
システム。 - 【請求項２】 固定具がＭＲＩシステムの患者用テーブルに装着され、シス
テムの等角点に配置される請求項１に記載の較正システム。 - 【請求項３】 マルチプレクサが固定具に装着される請求項１に記載の較正
システム。 - 【請求項４】 固定具が、 台板と、 台板に装着され、前記第１勾配軸に沿って反対方向に延び、前記第１対の較正
コイル・アセンブリを支持する第１対のアームを有し、前記第２勾配軸に沿って
反対方向に延び、前記第２対の較正コイル・アセンブリを支持する第２対のアー
ムを有するコイル支持体とを含む請求項１に記載の較正システム。 - 【請求項５】 コイル支持体が、前記第３勾配軸に沿って延び、前記第３対
の較正コイル・アセンブリのうち１つの較正コイル・アセンブリを一端で支持す
る柱を有する請求項４に記載の較正システム。 - 【請求項６】 前記第１、第２および第３対の較正コイルが、２つの別のラ
ーモア周波数に二重に同調される請求項１に記載のＭＲＩ較正システム。 - 【請求項７】 ＭＲＩシステムの磁界勾配パルスによって生成されたＮＭＲ
信号の渦電流誤差を測定する方法であって、 ａ）ＭＲＩシステムの３つの対応する磁界勾配軸に沿って配置された３対の較
正コイルを含む取付具をＭＲＩシステムに装着するステップと、 ｂ）ＭＲＩシステムで、前記３本の軸の１本に沿って磁界勾配パルスが生成さ
れ、磁界勾配パルスの後、選択された時間遅延でＲＦ励起パルスが生成され、前
記較正コイルがそれぞれ受信したＮＭＲ信号がサンプリングされる測定パルス・
シーケンスを実行するステップと ｃ）複数の選択した異なる時間遅延でステップｂ）を繰り返すステップと、 ｄ）サンプリングしたＮＭＲ信号から渦電流誤差を計算するステップとを含む
方法。 - 【請求項８】 ＲＦ励起パルスが非選択的であり、ＮＭＲ信号を６つの較正
コイルで受信する請求項７に記載の方法。 - 【請求項９】 マルチプレクサが６つの較正コイルをそれぞれＭＲＩシステ
ムの受信器に接続し、測定パルス・シーケンスが、 マルチプレクサを操作して、６つの較正コイルそれぞれからのＮＭＲ信号を順
次サンプリングすることを含む請求項７に記載の方法。 - 【請求項１０】 測定パルス・シーケンスの少なくとも１つが、磁界勾配パ
ルスの後に選択された複数の時間遅延で複数のＲＦ励起パルスを生成し、前記複
数のＲＦ励起パルスをそれぞれサンプリングした後に、前記較正コイルそれぞれ
がＮＭＲ信号を受信することを含む請求項７に記載の方法。 - 【請求項１１】 各較正コイルが受信したＮＭＲ信号が、ＮＭＲ能動サンプ
ル材料を各較正コイルに隣接して配置することによって生成される請求項７に記
載の方法。
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