JP4201993B2 - Nmrイメージング操作中に誘導される渦電流の測定および補償のための装置及びシステム - Google Patents
Nmrイメージング操作中に誘導される渦電流の測定および補償のための装置及びシステム Download PDFInfo
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Description
【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)測定及び補償の装置およびシステムに関する。
【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。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。
【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。
【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。
【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(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、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。
【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。
【数9】
【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。
【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. 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。
【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、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、補償するための装置及びシステムを提供する。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。
【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(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。
【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。
【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OPARTTMMRI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。
【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。
【0016】
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。
【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。
【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:
【数10】
【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−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。
【0021】
下式であるとすれば、
【数11】
【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。
【数12】
【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。
【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。
【数13】
【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:
【数14】
【0026】
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;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13 ]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Tgrad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。
【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。
【0030】
図11及び12は、[ 数13 ]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。
【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。
【0033】
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。
【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、“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。
【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13 ]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13 ]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。
【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。
【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:
【数15】
【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。
【数16】
【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。
【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(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。
【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。
【数17】
【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。
【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。
【数18】
【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。
【数19】
【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。
【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。
【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。
【図面の簡単な説明】
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【図11】 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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【図20】 スピン−エコー信号の振幅及び位相のグラフである。
【図21】 スピン−エコー信号の振幅及び位相のグラフである。
【図22】 スピン−エコー信号の振幅及び位相のグラフである。
【図23】 スピン−エコー信号の振幅及び位相のグラフである。
【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。
【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 (15)
- 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装置であって、
MRIシステムのイメージングボリュームの中心に置かれた撮像対象に対して磁場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の中心から渦電流の測定方向に沿って、対称に離れた複数のMRIスライスに対応する第1の複数のスピン−エコーNMR信号データを得る手段と、
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、前記複数のスライスに対応する第2の複数のスピン−エコーNMR信号データを得る手段と、
第1及び第2の複数のスピン−エコーNMR信号データに基づいて歳差運動周波数を決定する手段と、
前記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手段とを備える評価装置。 - 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スピン−エコーNMR信号データから決定され、
- 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信号データが、前記磁場勾配の付加中に、他の選択180°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に記載の装置。
- 前記スピン−エコーNMR信号データが、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に記載の装置。
- 前記スピン−エコー信号データの取得が、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−エコー信号データが、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に記載の装置。
- 前記勾配パルスの終結後、発生されるNMR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に記載の装置。
- 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に記載の装置。
- 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に記載の装置。
- 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に記載の装置。
- 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)を作り出す手段と;
(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手段と;
(iii)所定の回数ステップ(i)及び(ii)と繰返す手段と;
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手段(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手段とを含む、請求項1に記載の装置。 - 撮像対象が、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−エコー信号データ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−エコー信号データを得るための手段と;
得られたスピン−エコー信号データ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。 - スピン−エコー信号データ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信号データから決定され、
- 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、MRIシーケンス中に作り出された渦電流(EC)効果およびBo振動を補償する装置であって、
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手段であって、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る手段と;
シーケンス中に作り出された結果としての勾配磁場が、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、上記決定する手段で決定された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手段と;
安定なBo磁場を生ずるため、上記決定する手段で決定されたBo振動のための定量値に基づいて逆-振動Bo磁場を作り出す手段とを含む、MRIシーケンス中に作り出された渦電流(EC)効果及びBo振動を補償する装置。 - 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、バックグランド静磁場勾配を定量するための装置であって、
MRIシステムのイメージングボリュームの中心に置かれた撮像対象を測定方向にそって整合する手段と;
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の中心からバックグランド静磁場勾配の前記測定方向に沿って、対称に離れた複数のスライスに対応する第1の複数のスピン−エコーNMR信号データを得る手段と;
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、そして前記複数のスライスに対応する第2の複数のスピン−エコーNMR信号データを得る手段と;
前記第1及び第2の複数のスピン−エコーNMR信号の各スピン−エコー信号データから、4つの歳差運動周波数f1−f4を決定する手段と;
下記の関係により、上記決定する手段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)を定量する手段と
- スピン−エコー信号データ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信号データから決定される請求項14に記載の装置:
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