JP2018520730A - 非対称勾配を用いた磁気共鳴イメージングにおける随伴磁界補正のためのシステム及び方法 - Google Patents

Abstract

非対称磁場勾配を実現する磁気共鳴イメージング（「ＭＲＩ」）システムにおいて随伴磁界補正を実行するシステム及び方法が提供される。一般に、本明細書に記載のシステム及び方法は、０次、１次及び２次の随伴磁界などの複数次の随伴磁界の影響を補正することができる。【選択図】図１

Description

［関連出願への相互参照］
本出願は、２０１５年５月２９日に出願された「非対称勾配を有する磁気共鳴イメージングにおける随伴磁界補正のためのシステム及び方法」という名称の米国仮特許出願第６２／１６８,３６４号、及び２０１５年９月１６日に出願された「非対称勾配を有する磁気共鳴イメージングにおける随伴磁界補正のためのシステム及び方法」という名称の米国仮特許出願第６２／２１９,４６４号の利益を主張し且つ全体が本明細書に援用される。

［連邦支援研究に関する言及］
本発明は、国立衛生研究所により授与されたＥＢ０１００６５に基づく政府の支援によってなされた。政府は本発明に一定の権利を有する。

本発明は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）のためのシステム及び方法に関する。より詳細には、本発明は、ＭＲＩスキャン中に非対称勾配を実施する場合の随伴磁界（concomitant field）補正及び補償のためのシステム及び方法に関する。

マクスウェル方程式によれば、ＭＲＩにおける空間符号化に使用される磁場勾配は、常に「随伴磁界（コンコミタントフィールド）」と呼ばれる空間的に変化する高次磁界を伴う。従来、３次より下の随伴磁界項のみが有意であるとみなされる。随伴磁界項の空間依存性及び組成はＭＲＩ勾配システム設計に依存する。

従来のＭＲＩ勾配システムは通常円筒対称構造を有する。そのようなシステムのための随伴磁界は２次空間依存性のみを含む。しかし、非対称勾配システムでは、０次及び１次空間依存性を伴う随伴磁界項も存在する。いくつかの例として、これらの０次及び１次項は、標準的なエコープラナーイメージング（「ＥＰＩ」）シーケンス、拡散イメージングにおけるエコーシフト、及び位相コントラストイメージングにおける位相シフトにおいて、付加的なイメージシフトを引き起こす。

対称勾配システムのための２次随伴磁界を補償するための様々な方法が提案されている。しかし、非対称勾配システムでは、付加的な０次及び１次の随伴磁界項が存在し補正されるべきである。

標準的な軸方向ＥＰＩについては、Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄらが、「非対称勾配コイル用随伴磁界項：拡散、フロー及びエコープレーナイメージングに対する結果」、２００８；６０：１２８−１３４、で提案したのは、z方向の線形空間依存性のみを有する１次自己二乗項（即ち、

又は、

に依存する位相成分）を補償するために、z方向に追加の勾配を加えることである。このアプローチは任意の勾配組合せを有するさらに一般的なケースには対処せず、そのケースでは、１次クロス項（即ち、Ｇ_xＧ_zｘ、Ｇ_xＧ_zｚ、Ｇ_yＧ_zｙ又はＧ_yＧ_zｚへの依存性を示す位相成分）、及び他の空間依存性（即ち、ｘ方向及びｙ方向において、

及び、

を含む）を有する自己二重項も存在する。存在する勾配波形に対して任意に調整すると、これまで考慮されていなかった付加的な随伴磁界を引き起こす。

従って、非対称勾配システムに対する随伴磁界補正及び補償を提供することは依然として必要とされる。そのような補正及び補償技術は、随伴磁界の完全な３次元空間依存性に対処し得るべきであり、且つ補償的補正プロセス中に何れの２次随伴磁界が生成されるのを回避するべきである。

本発明は、非対称勾配系を有する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムで取得されたデータにおける０次及び１次の随伴磁界効果を補償する方法を提供して前述の欠点を克服する。ＭＲＩシステムによるデータ収集中に適用される勾配波形がコンピュータシステムに提供され、これらの勾配波形に基づいて補償勾配波形が計算される。補償勾配波形は、提供された勾配波形に加えられると、１次随伴磁界効果を補償する。いくつかの実施形態では、補償勾配波形は、複数の空間方向における１次随伴磁界効果を同時に補償する。次に、勾配波形及び補償勾配波形がＭＲＩシステムに提供され、データ取得を使用してデータがＭＲＩシステムで取得されるが、ここで、データ取得は提供された勾配波形及び補償勾配波形を使用して磁場勾配を生成する。従って、提供された勾配波形及び提供された補償勾配波形を使用して磁場勾配を生成することにより、取得されたデータは１次随伴磁界効果について補償される。

いくつかの態様では、非対称勾配システムを含むＭＲＩシステムで取得されたデータには、非対称勾配システムによるデータ取得中に生成される０次随伴磁界、２次随伴磁界、又はその両方から生じる誤差も含まれる。このようにして、補償勾配を使用して収集されたＭＲＩデータについて、随伴磁界誘起位相累積が決定され、画像再構成中にデータが補正される。あるいは、０次随伴磁界誘起位相誤差は取得中心周波数を調整することによって補正することもでき、それは１次補正と並行して実行される。

本発明の前述した及び他の態様並びに有利な点が以降の説明から明らかになるであろう。説明では、本発明の一部を形成する添付の図面を参照し、本発明の好ましい実施形態を例示として示す。このような実施形態は、必ずしも本発明の全範囲を示すものではなく、従って、本発明の範囲を解釈するのに特許請求の範囲が本明細書で参照される。

非対称勾配システムを実施するＭＲＩシステムにおける１次随伴磁界効果を補償する方法の一例のステップを示すフローチャートである。 非対称勾配システムを実施するＭＲＩシステムにおける１次随伴磁界効果を補償するための目標、及び実際の補償勾配波形の例を示す図である。 非対称勾配システムを実施するＭＲＩシステムにおける１次随伴磁界効果を補償するための別の例示的な方法のステップを示すフローチャートである。 非対称勾配システムを実施し補償勾配を実施するＭＲＩシステムにおいて、０次随伴磁界効果、２次随伴磁界効果、又はその両方を補正する方法の一例のステップを示すフローチャートである。 磁気共鳴イメージング（「ＭＲＩ」）システムの一例のブロック図である。

ここで、非対称磁場勾配を実現する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムにおいて随伴磁界補正を実行するためのシステム及び方法を説明する。一般に、本明細書に記載のシステム及び方法は、０次、１次及び２次の随伴磁界などの複数次の随伴磁界の影響を補正することができる。

ここに記載された方法によって、全てのx、y、z方向に補正勾配を同時に適用して、１次随伴磁界効果が補償される。全ての１次随伴磁界項は同時に補償することができ、追加の補正勾配の効果もここで説明する方法によって自動的に検討される。０次随伴磁界項は、補償勾配を用いて取得したデータから累積された位相を差し引くことによって遡及的に補償することができる。同様に、空間的に変化する誘起相を復調する技術を用いて、画像再構成中に２次随伴磁界効果を補正することもできる。

本明細書に記載されたシステム及び方法は、いくつかの実施形態では、０次随伴磁界から生じる累積位相を測定すること、累積された位相に基づいて補正係数を計算すること、及び補正係数を取得したｋ空間データに適用することを含み、補正されたｋ空間データから再構成された画像には、０次随伴磁界の影響は存在しない。

本明細書に記載されたシステム及び方法は、他の実施形態では、１次随伴磁界を補償するために画像化中に適用され得る補償磁場勾配を決定することを含む。特に、これらの補償勾配は、２つの方向（例えば、ｘ及びｙ）又は３つの方向（例えば、ｘ、ｙ及びｚ）のような、複数の異なる方向の１次随伴磁界を同時に補償するように設計することができる。結果として、これらの補償勾配を組み込んだデータ取得スキームを使用して取得されたｋ空間データは、１次随伴磁界の影響を含まない。

非対称勾配システムでは２次随伴磁界項も存在する。これらの項は従来の対称勾配システムの項と同様である。一例として、これらの２次項は、画像再構成中に随伴磁界項の空間的又は時間的部分を分離することで補償でき、その後補正（例えば、共役位相法によって）される。

非対称磁場勾配を実現するＭＲＩシステムにおける随伴磁界項は、０次随伴磁界Ｂ_c,0、１次随伴磁界Ｂ_c,1、及び２次随伴磁界Ｂ_c,2について、以下のように定義される。

式（１）〜（３）中、Ｇ_xはｘ方向の勾配であり、Ｇ_yはｙ方向の勾配であり、Ｇ_zはｚ方向の勾配であり、ｚ_0x、ｚ_0y、及ぶｙ₀は磁石アイソセンタに対する横磁界成分のオフセットを表す定数であり、ｘはｘ方向の空間的位置であり、ｙはｙ方向の空間的位置であり、ｚはｚ方向の空間的位置であり、αは横方向（例えば、ｘ方向及びｙ方向）に沿った随伴磁界の相対強度を表す無次元非対称パラメータであり、Ｂ₀は主磁界強さである。従来の対称勾配ＭＲＩシステムでは、αの値は典型的には約０.５である。非対称勾配システムの場合、αのこの値は典型的には約０.５であり、２つの横軸（例えば、ｘ軸とｙ軸）が、同様の設計を共有し主にお互いにｚ軸の回りに９０度回転するだけ異なっている。他の非対称勾配システムでは、αの値は０.５とは異なる場合がある。

図１を参照すると、ＭＲＩにおける１次随伴磁界の影響を補償する例示的な方法のステップを示すフローチャートが示されている。この方法は、ステップ１０２に示すように、データ取得中に使用される磁場勾配波形をコンピュータシステムに提供することが含まれる。これらの勾配波形が、ＭＲＩシステムの一部を形成するオペレータワークステーション、ＭＲＩシステムと通信しているコンピュータシステム又はプロセッサに提供される。提供された勾配波形に基づいて、ステップ１０４に示すように、補償勾配波形が計算される。補償勾配波形は、提供された勾配波形によって生成された１次随伴磁界を補償する磁場勾配を規定する。これらの補償勾配を使用して、１次随伴磁界を複数の異なる方向に沿って同時に補償することができる。

一例として、以下の方程式系を解くことによって、補償勾配波形（Ｇ_x、Ｇ_y、及びＧ_z）を計算することができる。

次に、ステップ１０６に示すように、目標勾配波形（

）及び補償勾配波形（Ｇ_x、Ｇ_y、Ｇ_z）は、ＭＲＩシステムに送られ、撮像走査中に使用されて、各空間方向に沿って１次随伴磁界効果に対する補正されたデータを取得する。図２に、目標及び実際の勾配波形の例、及びそれらから計算された補償勾配の波形が示される。

再び図１を参照すると、ステップ１０８に示すように、取得されたデータから画像を再構成することができる。図３に示すように、再構成の前に、決定ブロック１１０及び任意のステップ１１２に示すように、０次及び／又は２次の随伴磁界効果の影響に対してデータを補正することもできる。いくつかの実施形態では、０次随伴磁界誘起誤差は、取得中心周波数を調整することによって補正され、これは１次補正と並行して行うことができる。

式（１）に示すように、０次随伴磁界は空間依存性を有さない（即ち、ｘ、ｙ、又はｚに依存しない）。結果として、０次随伴磁界は、取得されたｋ空間データにおいて画像再構成の前に補償され得る。

次に図３を参照すると、ＭＲＩにおける１次随伴磁界の影響を補償するための別の例示的な方法のステップを示すフローチャートが示されている。この方法には、ステップ３０２に示されるように、データ取得の間に使用される磁場勾配波形をコンピュータシステムに提供することが含まれる。これらの勾配波形は、ＭＲＩシステムの一部を形成するオペレータワークステーション、又はＭＲＩシステムと通信しているコンピュータシステム若しくはプロセッサに提供される。提供された勾配波形に基づいて、ステップ３０４に示すように、ある時点におけるプリエンファシス後の実際の勾配波形が計算される。これらの実際の勾配波形は、次のように記述される。

次いで、勾配波形のプリエンファシス成分は、ステップ３０６に示すように、時点ごとに計算される。一般に、プリエンファシス成分は、以下のように実際の勾配波形及び所定の勾配波形間の差異を計算することにより計算できる。

次に、ステップ３０８に示すように、計算されたプリエンファシス成分を利用して実際の勾配の１次補正を行うことができる。ステップ３１０に示すように、データが補正された勾配を使用して取得され、ステップ３１２に示すように、画像が取得データから再構成される。図４に示すように再構成の前に、判定ブロック３１４及び任意のステップ３１６に示すように、０次及び／又は２次の随伴磁界効果の影響についてデータを補正することもできる。いくつかの実施形態では、取得中心周波数を調整することによって０次随伴磁界誘起誤差を補正することができ、これは１次補正と並行して行うことができる。

式（１０）〜（１２）の有限差分近似に基づく勾配プリエンファシスは、残留効果による随伴磁界の完全な補償を提供しない場合がある。しかしながら、これらの例では、残存している随伴磁界は公称磁界よりも数桁小さいので、画質にほとんど影響を与えない。いくつかの実施態様では、近似補正の繰り返し適用に基づく反復補正を適用することができる。

図４を参照すると、０次随伴磁界の影響に対して取得されたｋ空間データを補償する例示的な方法のステップを示すフローチャートが示されている。この方法は、ステップ４０２に示すように、補正すべき取得ｋ空間データを提供することを含む。一例として、ｋ空間データは、データストレージからデータを検索することによって又はＭＲＩシステムを使用してデータを取得することによって提供され得る。次に、ステップ４０４に示すように、データ取得中の位相累積が提供されたｋ空間データから計算される。例えば、０次随伴磁界効果に起因する位相累積は、次式のように計算される。

ここで、φ_c、0（ｋ）は、ｋ空間位置の関数としての位相累積であり、γは磁気回転比であり、ｔ（ｋ）は磁場勾配の持続時間であり、Ｂ_c,0（τ）は０次随伴磁界である。

計算された位相累積に基づいて、ステップ４０６に示されるように、累積された位相の影響を除去する補正係数が計算される。補正係数が計算された後、ステップ４０８に示すように、それらが０次ｋ空間の適当な位置に適用されて、０次随伴磁界の影響を補正する。次いで、ステップ４１０に示されるように、画像が補正データから再構成され得る。任意選択で、対称勾配システムを実現するＭＲＩシステムにおける２次随伴磁界効果を補正又は補償するための既知の技術を適用することによって、２次随伴磁界効果も補正又は補償することができる。

いくつかの他の実施形態では、０次随伴磁界効果は、勾配波形に基づいて中心復調周波数を調整することによって補正することができる。任意の時点で０次随伴磁界によって引き起こされる周波数オフセットは、次のように記述できる。

新しい復調周波数は、以下のように各時点で計算することができる。

ここで、ｆ₀は元の復調周波数であり、Δｆ_c,0thは０次の随伴磁界によって引き起こされる周波数オフセットである。０次位相補正は、予想される随伴磁界誘起位相誤差を考慮して中心搬送波周波数を調整することによって将来に実行できるか、又は再構成中に遡及的に行うことによって実行できる。

特に図５を参照すると、磁気共鳴イメージング（「ＭＲＩ」）システム５００の一例が示されている。ＭＲＩシステム５００は、典型的にはディスプレイ５０４を含むオペレータワークステーション５０２と、キーボード及びマウスのような１つ以上の入力装置５０６と、プロセッサ５０８と、を含む。プロセッサ５０８は、市販のオペレーティングシステムを実行する市販のプログラマブルマシンを含むことができる。オペレータワークステーション５０２はオペレータインタフェースを提供し、これによりスキャン処方をＭＲＩシステム５００に入力できる。一般に、オペレータワークステーション５０２は、４つのサーバ、即ちパルスシーケンスサーバ５１０、データ取得サーバ５１２、データ処理サーバ５１４、及びデータストアサーバ５１６に結合されてよい。オペレータワークステーション５０２及び各サーバ５１０、５１２、５１４、及び５１６は、互いに通信するように接続される。例えば、サーバ５１０、５１２、５１４、及び５１６は、有線、無線、又はその両方の組み合わせのいずれかの適切なネットワーク接続を含む通信システム５４０を介して接続されてもよい。通信システム５４０は、一例として、専用ネットワーク又は専用ネットワーク、並びにインターネットなどのオープンネットワークの両方を含むことができる。

パルスシーケンスサーバ５１０は、オペレータワークステーション５０２からダウンロードされた命令に応答して機能して、勾配システム５１８及び無線（ＲＦ）システム５２０を動作させる。所定のスキャンを実行するのに必要な勾配波形が生成され、勾配システム５１８に適用されるが、これが勾配コイルアセンブリ５２２内の勾配コイルを励起して、磁気共鳴信号を位置符号化するために使用される磁場勾配Ｇ_x、Ｇ_y、及びＧ_zを生成する。勾配コイルアセンブリ５２２は、偏光磁石５２６及び全身ＲＦコイル５２８を含む磁石アセンブリ５２４の一部を形成する。

ＲＦ波形が、ＲＦシステム５２０によってＲＦコイル５２８又は別個のローカルコイル（図５には図示せず）に印加されて、所定の磁気共鳴パルスシーケンスを実行する。ＲＦコイル５２８又は別個のローカルコイル（図５には図示せず）によって検出された応答磁気共鳴信号は、ＲＦシステム５２０によって受信され、そこで増幅され復調されフィルタリングされ、パルスシーケンスサーバ５１０によって生成されるコマンドの指示でデジタル化される。ＲＦシステム５２０は、ＭＲＩパルスシーケンスで使用される多種多様なＲＦパルスを生成するためのＲＦ送信機を含む。ＲＦ送信機は、パルスシーケンスサーバ５１０からのスキャン処方及び指示に応答して、所望の周波数、位相、及びパルス振幅波形のＲＦパルスを生成する。生成されたＲＦパルスは、全身ＲＦコイル５２８、又は、１つ若しくは複数の局所コイル又はコイルアレイ（図５には示されていない）に印加されてもよい。

ＲＦシステム５２０はまた、１つ又は複数のＲＦ受信機チャネルを含む。各ＲＦ受信機チャネルは、それが接続されているコイル５２８で受信された磁気共鳴信号を増幅するＲＦプリアンプと、受信された磁気共鳴信号のＩ及びＱ直交成分を検出してデジタル化する検出器とを含む。従って、受信された磁気共鳴信号の大きさは、Ｉ及びＱ成分の２乗の和の平方根によってサンプリングされた任意の点で決定される。

受信された磁気共鳴信号の位相は、以下の関係に従って決定されてもよい。

パルスシーケンスサーバ５１０は生理学的取得コントローラ５３０から患者データを任意に受信する。一例として、生理学的取得コントローラ５３０は、患者に接続されたいくつかの異なるセンサからの信号、例えば電極からの心電図（「ＥＣＧ」）信号、又は呼吸ベローズ若しくは他の呼吸監視装置からの呼吸信号を受信してもよい。このような信号は、典型的には、パルスシーケンスサーバ５１０によって使用され、スキャンの実行を被験者の心拍又は呼吸と同期化又は「ゲート」する。

パルスシーケンスサーバ５１０はまた、患者及び磁石システムの状態に関連する様々なセンサからの信号を受信するスキャンルームインターフェース回路５３２に接続される。また、患者位置決めシステム５３４は、スキャン中に患者を所望の位置に移動させるコマンドをスキャンルームインターフェース回路５３２を介して受信する。

ＲＦシステム５２０によって生成されたデジタル化磁気共鳴信号サンプルは、データ取得サーバ５１２によって受信される。データ取得サーバ５１２は、オペレータワークステーション５０２からダウンロードされた命令に応答してリアルタイム磁気共鳴データを受信し、バッファオーバランによってデータが失われないようにバッファストレージを提供する。いくつかのスキャンでは、データ取得サーバ５１２は、取得された磁気共鳴データをデータ処理サーバ５１４に渡すだけである。しかし、スキャンのさらなる性能を制御するため、取得された磁気共鳴データから得られた情報を必要とするスキャンにおいては、パルスシーケンスサーバ５１０は、そのような情報を生成しパルスシーケンスサーバ５１０に伝達するようにプログラムされる。例えば、プレスキャンの間、磁気共鳴データが取得され使用されて、パルスシーケンスサーバ５１０によって実行されるパルスシーケンスを較正する。別の例として、ナビゲータ信号が取得され使用されて、ナビゲータＲＦシステム５２０又は勾配システム５１８の動作パラメータを調整するか、ｋ空間がサンプリングされるビューの順序を制御する。さらに別の例では、データ収集サーバ５１２を用いて、磁気共鳴血管造影（「ＭＲＡ」）スキャンにおける造影剤の到達を検出するために使用される磁気共鳴信号を処理することもできる。一例として、データ収集サーバ５１２は、磁気共鳴データを取得し、それをリアルタイムで処理して、スキャンを制御するために使用される情報を生成する。

データ処理サーバ５１４は、データ取得サーバ５１２から磁気共鳴データを受信し、オペレータワークステーション５０２からダウンロードされた命令に従って処理する。このような処理は、例えば、次のうちの１つ又は複数を含むことができ、それには、生のｋ空間データをフーリエ変換して２次元又は３次元画像を生成するステップ、反復又は逆投影再構成アルゴリズムなどの他の画像再構成アルゴリズムを実行するステップ、生ｋ空間データ又は再構成画像にフィルタを適用するステップ、機能的な磁気共鳴画像を生成するステップ、及び、動き又はフロー画像を計算するステップ等々がある。

データ処理サーバ５１４によって再構成された画像は、オペレータワークステーション５０２に戻され、そこでオペレータワークステーション５０２に格納される。リアルタイム画像は、データベースメモリキャッシュ（図５には図示せず）に記憶され、そこから医師の診察に使用するために磁石アセンブリ５２４の近くに位置するオペレータディスプレイ５１２又はディスプレイ５３６に出力することができる。バッチモード画像又は選択されたリアルタイム画像は、ディスクストレージ５３８上のホストデータベースに格納される。このような画像が再構成されてストレージに転送されると、データ処理サーバ５１４は、オペレータワークステーション５０２上のデータストアサーバ５１６に通知する。オペレータは、オペレータワークステーション５０２を使用して、画像をアーカイブしたり、フィルムを製作したり、ネットワークを介して他の施設に送ることができる。

ＭＲＩシステム５００はまた、１つ又は複数のネットワーク化ワークステーション５４２を含むことができる。例として、ネットワーク化ワークステーション５４２は、ディスプレイ５４４と、キーボード及びマウスなどの１つ又は複数の入力装置５４６と、プロセッサ５４８とを含む。ネットワーク化ワークステーション５４２は、オペレータワークステーション５０２と同じ施設内に、又は異なる医療機関若しくは診療所などの異なる施設内に配置することができる。

ネットワーク化ワークステーション５４２は、オペレータワークステーション５０２と同じ施設内又は異なる施設内であろうと、通信システム５４０を介してデータ処理サーバ５１４又はデータストアサーバ５１６にリモートアクセスすることができる。従って、複数のネットワークワークステーション５４２は、データプロセシングサーバ５１４及びデータストアサーバ５１６にアクセスする。このようにして、磁気共鳴データ、再構成画像又は他のデータが、データ処理サーバ５１４又はデータストアサーバ５１６とネットワーク接続されたワークステーションとの間で交換されて、このデータ又は画像が、ネットワーク接続されたワークステーション５４２によって遠隔で処理されてもよい。このデータは、伝送制御プロトコル（「ＴＣＰ」）、インターネットプロトコル（「ＩＰ」）、又は他の任意若しくは適切なプロトコルに従うフォーマットで交換することができる。

本発明を１つ又は複数の好ましい実施形態に関して説明したが、明らかに述べられている以外の多くの等価物、代替物、変形物及び改変が可能であり本発明の範囲内であることを理解されたい。

Claims (16)

1. 非対称勾配システムを有する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムで取得されたデータにおける１次随伴磁界効果を補償する方法であって、
   （ａ）前記ＭＲＩシステムによるデータ取得中に適用される勾配波形をコンピュータシステムに提供するステップと、
   （ｂ）前記提供された勾配波形に加えられたときの１次随伴磁界効果を補償する補償勾配波形を前記コンピュータシステムを用いて計算するステップと、
   （ｃ）前記勾配波形及び前記補償勾配波形を前記ＭＲＩシステムに提供するステップと、
   （ｄ）前記提供された勾配波形及び前記提供された補償勾配波形を使用して磁場勾配を生成するデータ取得を使用して、前記ＭＲＩシステムでデータを取得するステップであって、前記提供された補償勾配波形及び前記提供された補償勾配波形を使用して前記磁場勾配を生成することによって、前記取得されたデータが前記１次随伴磁界効果について補償される、ステップと、
   を含む方法。
2. 前記補正されたデータから少なくとも１つの画像を再構成するステップをさらに備え、前記１次随伴磁界効果に起因する誤差が前記少なくとも１つの画像において緩和される、請求項１に記載の方法。
3. ステップ（ｂ）で計算された前記補償勾配波形は、少なくとも２つの空間方向において同時に前記１次随伴磁界効果を補償する、請求項１に記載の方法。
4. ステップ（ｂ）で計算された前記補償勾配波形が３つの空間方向に同時に前記１次随伴磁界効果を補償する、請求項３に記載の方法。
5. ステップ（ｄ）で取得された前記データは、前記非対称勾配システムによる前記データ取得中に生成された０次随伴磁界から生じる誤差を含み、
   前記取得されたデータに表された各ｋ空間位置での前記０次随伴磁界に起因する位相累積を計算するステップと、
   前記取得されたデータに表されたｋ空間位置ごとの補正係数を決定するステップであって、各補正係数は各ｋ空間位置で計算された前記位相累積に基づいて決定される、ステップと、
   前記補正係数を前記取得されたデータに適用することによって補正されたデータを生成するステップであって、該補正されたデータは前記非対称勾配システムによる前記データ取得中に生成された０次随伴磁界から生じる前記誤差について補正される、ステップと、
   をさらに含む、請求項１に記載の方法。
6. 前記補正されたデータから少なくとも１つの画像を再構成するステップをさらに含み、前記０次随伴磁界に起因する誤差及び前記１次随伴磁界効果に起因する誤差が前記少なくとも１つの画像において緩和される、請求項５に記載の方法。
7. 各ｋ空間位置での前記位相累積を計算することが、前記非対称勾配システムによって前記磁場勾配が印加された期間に亘る前記０次随伴磁界の積分に基づいている、請求項５に記載の方法。
8. 各補正係数は、それぞれのｋ空間位置で計算された前記０次随伴磁界に起因する前記位相累積を無効にするように決定される、請求項５に記載の方法。
9. 前記取得されたデータに前記補正係数を適用するステップは、前記取得されたデータに表された各ｋ空間位置をそれぞれのｋ空間位置ごとに求められた前記補正係数で乗算するステップを含む、請求項５に記載の方法。
10. ステップ（ｄ）で取得された前記データは、前記非対称勾配システムによって前記データ取得中に生成された２次随伴磁界から生じる誤差も含み、
    各ｋ空間位置における前記位相累積はまた、前記磁場勾配が前記非対称勾配システムによって印加された期間に亘る２次随伴磁界の積分に基づいている、請求項５に記載の方法。
11. 各補正係数は、前記２次随伴磁界に起因する前記位相累積を無効にするようにも決定され、続いて共役位相法の補正が適用される、請求項１０に記載の方法。
12. 前記取得されたデータに前記補正係数を適用するステップが、前記随伴磁界項の空間的又は時間的な部分を分離することを含む、請求項５に記載の方法。
13. ステップ（ｄ）で取得された前記データは、前記非対称勾配システムによって前記データ取得中に生成された０次随伴磁界から生じる誤差を含み、
    元々の復調周波数及び前記０次随伴磁界によって引き起こされる周波数オフセットに基づいて計算される復調周波数を使用して、前記０次随伴磁界から生じる誤差について前記取得されたデータを補正するステップをさらに含む、請求項１に記載の方法。
14. ステップ（ｂ）は、前記データ取得中に誘起される０次随伴磁界を考慮して将来に向けて調整された中心周波数を用いて前記補償勾配を計算するステップを含む、請求項１に記載の方法。
15. 前記非対称勾配システムを有する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムで取得されたデータにおける１次随伴磁界効果を補償する方法であって、
    （ａ）ＭＲＩシステムによるデータ取得中に適用する勾配波形をコンピュータシステムに提供するステップと、
    （ｂ）前記コンピュータシステムで、前記ＭＲＩシステムによって生成される実際の勾配波形を計算するステップであって、前記実際の勾配波形は前記提供された勾配波形に基づく、ステップと、
    （ｃ）前記提供された勾配波形と前記実際の勾配波形との間の差に基づいてプリエンファシス成分を計算するステップと、
    （ｄ）前記プリエンファシス成分を用いて、補正勾配波形を前記コンピュータシステムで計算するステップと、
    （ｅ）前記補正勾配波形を前記ＭＲＩシステムに提供するステップと、
    （ｆ）前記補正勾配波形を用いて磁場勾配を生成するデータ取得を使用してデータをＭＲＩシステムで取得するステップであって、前記取得されたデータが、前記補正勾配波形を用いて前記磁場勾配を生成することによって１次随伴磁界効果について補償される、ステップと、
    を含む方法。
16. 前記ステップ（ｃ）で計算された前記勾配プリエンファシス成分は高速近似技術を用いて動的に決定される、請求項１５に記載の方法。

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