JP2009000538A - 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装置 - Google Patents

Abstract

【課題】ＥＣ測定又は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、補償するための装置を提供する。
【解決手段】Ｂｏ磁場の不均一性によりＥＣ測定域内にあるバックグランド磁場勾配、及びＭＲＩ装置内の他の静磁場勾配の定量値をも決定する手段と、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手段とを含む装置により補償される。
【選択図】図２

Description

発明の分野

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）測定及び補償装置に関する。

発明の背景

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。ＭＲＩでは、映像化されるべき体内の核は、強力な主磁場Ｈｏ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。

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２１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。

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。

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（ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ ｐｕｌｓｅ 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Ｔ_grad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、１８０°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１８０°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（ｓｐｉｎ−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。

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ω_０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。

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。

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． Ｐｈｙｓ． 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（ＦＩＤ）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． Ｐｈｙｓ． 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， １１９−１２１ （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． Ｒｅｓｏｎ． Ｍｅｄ． ３１， ７３−７６ （１９９４）， 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。

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、ＭＲＩシステムにとって、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（ｑｕａｎｔａｔｉｖｅ）測定値を得るため装置の必要性がある。

発明の概要

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、ＭＲＩ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 ｖａｌｕｅ）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。

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（ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ 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。

詳細な説明

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。

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ＯＰＡＲＴ^ＴＭＭＲＩ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。

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１７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。

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。

ＥＣ磁場勾配及びＢｏ振動の定量（Ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｏｎ）
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Ｔ_grad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Ｔ_acq中に得られる。

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。

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ＥＣ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。

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：

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−ｖａｒｙｉｎｇ）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。

下式であるとすれば、

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。

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。

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。

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：

この場合、ｎ＝１，２，３，４のときのｆｎ（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；Ｓ^u _n及びＳ^v _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。

従って、ＥＣ磁場勾配及びＢｏ振動に対する定量的値は、[数８]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。

定量の実例として、図３-６及び７-１０は、本発明の装置によって得られた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装置によるＥＣ測定値を得るためのＭＲ活性（ａｃｔｉｖｅ）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Ｔ_gradが使用される。４つのスピン−エコー信号は、取得時間（ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ ｐｅｒｉｏｄ） ２０．４８ｍｓに亘り、５１２の複合（ｃｏｍｐｌｅｘ）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（ｍｉｓ−ａｄｊｕｓｔｅｄ）”のとき、同じシステムを用いて得られる。

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。

図１１及び１２は、[数８]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。

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装置もまた、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Ｔ_acq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Ｔ_gradのエッジ２０１を下降することによって得られる。

図１３及び１４は、本発明の装置を用いて得られた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。

図１５は、本発明の装置を用いて測定した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。

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、“Ｔ２”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１６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１６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、ＥＣ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。

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８]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８]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。

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１７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。

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
本発明の上述の装置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Ｂｏ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測定装置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。

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：

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。

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。

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（ｅｎｃｏｄｉｎｇ）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。

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。

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φ_０（Ｚ）は、読み出し勾配の調整ミスによる位相誤差である。

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。

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。

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。

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２１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２３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。

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。

ＭＲＩシステムの概略図である。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 図３−６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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 スピン−エコー信号の振幅及び位相のグラフである。 スピン−エコー信号の振幅及び位相のグラフである。 スピン−エコー信号の振幅及び位相のグラフである。 スピン−エコー信号の振幅及び位相のグラフである。 渦電流の時間経過のグラフである。 渦電流の時間経過のグラフである。

符号の説明

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

Claims (2)

1. ＥＣ測定又は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装置であって、
   Ｂｏ磁場の不均一性によりＥＣ測定域内にあるバックグランド磁場勾配、及びＭＲＩ装置内の他の静磁場勾配の定量値をも決定する手段と；
   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手段とを含む装置。
2. 非対称ＭＲＩパルスシーケンスがＮＭＲ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、
   

   

   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；
   

   

   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；
   

   

   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１に記載の装置。

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