JP6072825B2 - Ｍｒ画像法において高次のｂｏ場の不均一性を補正するための傾斜磁場コイルの使用 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴（ＭＲ:magnetic resonance）画像法及び磁気共鳴スペクトロスコピーの分野に関する。本発明は、ＭＲ装置の検査ボリューム内のほぼ均一な主磁場Ｂ_０の磁場の不均一性を補正する方法に関する。本発明は、ＭＲ装置、及びＭＲ装置上で実行されるコンピュータプログラムにも関する。

二次元画像又は三次元画像を形成するために、磁場と核スピンとの間の相互作用を利用する画像形成ＭＲ法がとりわけ医療診断分野で今日広く使われており、その理由は、軟組織の画像化ではそれらの方法が多くの点で他の画像法よりも優れており、電離放射線を必要とせず、通常非侵襲的だからである。

一般的なＭＲ法によれば、検査される患者の身体が強い均一磁場Ｂ_０の中に配置され、その磁場の向きは同時に、測定を基づかせる座標系の軸（通常ｚ軸）を規定する。磁場Ｂ_０は、磁場強度に応じて個々の核スピンについて様々なエネルギ準位をもたらし、その核スピンは、既定の周波数（所謂ラーモア周波数又はＭＲ周波数）の電磁交番磁場（ＲＦ場）を印加することによって励起され得る（スピン共鳴）。巨視的な観点から、個々の核スピンの分布は、適切な周波数の電磁パルス（ＲＦパルス）の印加により平衡状態から偏向され得る全体的な磁化をもたらす一方、磁場Ｂ_０は、磁化がｚ軸の周りで歳差運動を実行するようにｚ軸に対して垂直に延在する。この歳差運動は、その開口角度がフリップ角と呼ばれるコーンの表面を表す。フリップ角の大きさは、印加電磁パルスの強度及び持続時間に依存する。所謂９０°パルスの場合、スピンはｚ軸から横断方向平面（フリップ角９０°）まで偏向される。

ＲＦパルスの停止後、磁化は、最初の平衡状態へと緩和する。ここでｚ方向における磁化が、第１の時間定数Ｔ_１（スピン格子又は長手方向緩和時間）で再び構築され、ｚ方向に垂直な方向の磁化が第２の時間定数Ｔ_２（スピンスピン又は横断方向緩和時間）で緩和する。磁化の変動は、磁化の変動がｚ軸に対して垂直な方向で測定されるようにＭＲ装置の検査ボリューム内で配置され、方向付けられる受信ＲＦコイルによって検出され得る。横断方向の磁化の減衰は、例えば９０°パルスの印可後、同じ位相にある規則正しい状態から全ての位相角が一様に分散される（ディフェージング）状態への（局所磁場不均一性によりもたらされる）核スピンの移行を伴う。ディフェージングは、再フォーカスパルス（例えば１８０°パルス）によって補償され得る。これは、受信コイルにおいてエコー信号（スピンエコー）を生み出す。

体における空間分解能を実現するために、３つの主軸に沿って延在する線形傾斜磁場が一様な磁場Ｂ_０上に重畳され、スピン共鳴周波数の線形空間依存性をもたらす。次いで、受信コイルにおいて拾われる信号が、体の様々な位置に関連付けられ得る様々な周波数の成分を含む。受信コイルによって得られる信号データは空間周波数領域に対応し、ｋ空間データと呼ばれる。ｋ空間データは通常、様々な位相エンコードで取得される複数のラインを含む。各ラインは、幾つかのサンプルを集めることによってデジタル化される。フーリエ変換により、１組のｋ空間データがＭＲ画像に変換される。

ＭＲ画像法では、主磁場Ｂ_０の均一性が極めて重要な要素である。固定シム手段（stationary shim measures）（例えば検査ボリューム内又は付近の適切な位置に適用される強磁性体）と組み合わせて主磁石を適切に設計することに基づき、使用されるＭＲ装置の検査ボリューム内で所要の磁場の均一性が実現される。更に、シミングコイルに適切な電流を流すことにより、主磁場のシミングを更に改善する１組の（一次、二次、及び該当する場合は三次）シムコイルがＭＲ撮像セッション中に活性化される。

今日臨床に用いられているＭＲ装置では、１組の５個のシムコイルを含む高次のシムシステムが概して存在する。かかるシムシステムは、個々のシムコイルに適切な電流を流すための１組の５個の増幅器と、ＭＲ装置のバックエンド制御電子機器へのインターフェイスとを含む。かかるシステムの欠点は、その複雑さと費用の高さである。

上記の内容から、改善されたＭＲ技法の需要があることが容易に理解される。従って本発明の目的は、主磁場Ｂ_０の高次の場の不均一性を効果的に補正できるようにする方法を提供することである。

本発明によれば、ＭＲ装置の検査ボリューム内のほぼ均一な主磁場Ｂ_０の磁場の不均一性を補正する方法が開示される。本発明は、主磁場Ｂ_０上に重畳される少なくとも１つの傾斜磁場コイルの磁場により主磁場Ｂ_０の高次の場の不均一性が補償されるように、複数の傾斜磁場コイルのうちの少なくとも１つの傾斜磁場コイルの２つ以上のコイルセクションを通る電流が制御されることを提案する。

高次の空間磁場分布を発生させて主磁場Ｂ_０をシミングするために、ＭＲ装置の傾斜磁場コイルシステムを使用することが本発明の要点である。

本発明によれば、ＭＲ装置のシムシステムの典型的には５チャネルのうち、最大３つを省略することができ、その理由は主磁場Ｂ_０の対応する高次の場の不均一性が、ＭＲ装置内に存在する３つの傾斜磁場コイル（ｘ傾斜、ｙ傾斜、及びｚ傾斜）によってどのみち補償され得るからである。従って、ＭＲ装置のシムシステムの費用を著しく下げることができる。

本発明の見識は、（それ自体は知られている）区分された傾斜磁場コイルが使用されるとき、傾斜磁場コイルによって高次の磁場分布が発生させられ得ることである。指定されたＢ_０の均一性を実現するために、ＭＲ装置の個々の傾斜磁場コイルの異なるコイルセクションを通る電流が互いに独立に制御される必要がある。主磁場Ｂ_０の高次のシミングのために本発明の方法が適用されるとき、概して傾斜磁場コイルのうちの１つの１つのコイルセクションを流れる電流は、同じ傾斜磁場コイルの別のコイルセクションを流れる電流と異なる。

好ましい実施形態では、本発明の方法が、
− ＲＦパルス及び切り替えられた傾斜磁場を含む撮像シーケンスに患者の身体の一部をかけるステップと、
− 撮像信号データを取得するステップと、
− 撮像信号データからＭＲ画像を再構築するステップと
を含み、主磁場Ｂ_０の高次の場の不均一性が撮像シーケンス中に及び／又は撮像信号データの取得中に補正されるように、傾斜磁場コイルのコイルセクションを通る電流が制御される。

本発明のシミング手法は、磁気共鳴の励起中に、並びにＭＲ画像がそこから最終的に再構築されるＭＲ撮像信号データの取得中に適用され得る。傾斜磁場コイルの様々なセクションに流される電流が個々に、例えば主磁場の特殊な擾乱を発生させる被検査身体の形状に応じて制御され得るので、本発明の方法は動的なシミングを可能にする。個々に異なる患者の身体の形状によって発生される主要な場の擾乱が、本発明による傾斜磁場コイルによって発生される高次の磁場分布によって補償され得ることが実際には判明する。

実際に画像を取得する前のキャリブレーションスキャンにより、主磁場分布を測定することが可能である。本発明によれば、その後、画像を取得する間の最適な主磁場の均一性を実現するために、取得されるキャリブレーション信号データに基づき、傾斜磁場コイルの個々のコイルセクションに流される電流が制御され得る。検査ボリューム内のＢ_０分布を測定する技法は当技術分野でそれ自体は知られている。本発明によるＢ_０シミングのために傾斜磁場コイルセクションに流される電流を決定するために、かかる既知の技法が使用され得る。

これまでに説明した本発明の方法は、検査ボリューム内でほぼ均一な定常磁場Ｂ_０を発生させるための少なくとも１つの主磁石コイルと、検査ボリューム内の様々な空間方向に切り替えられた傾斜磁場を発生させるための幾つかの傾斜磁場コイルであって、各傾斜磁場コイルは２つ以上のコイルセクションを含む、幾つかの傾斜磁場コイルと、検査ボリューム内でＲＦパルスを発生させ、且つ／又は検査ボリューム内に配置される患者の身体からＭＲ信号を受信するための少なくとも１つのＲＦコイルと、ＲＦパルス及び切り替えられる傾斜磁場の時間的連続性を制御するための制御ユニットとを含むＭＲ装置によって実行され得る。本発明によれば、各傾斜磁場コイルのコイルセクションを流れる電流を互いに独立に制御することができる。

ＭＲ装置を制御するコンピュータプログラムであって、上記で説明した本発明の方法を実行する、コンピュータプログラムが利用され得る。そのコンピュータプログラムはデータ記憶媒体上にあっても、ダウンロードしてＭＲ装置の制御ユニット内にインストールするためにデータネットワーク内にあっても良い。

添付図面は本発明の好ましい実施形態を開示する。但し、これらの図面は本発明の限界を定義するものではなく、例示目的で考案されているに過ぎないことが理解されるべきである。

本発明の方法を実行するためのＭＲ装置を示す。 本発明の第１の実施形態による、コイルセクションを含む傾斜磁場コイルの配置を概略的に示す。 本発明の第２の実施形態による、遮蔽傾斜磁場コイルの配置を概略的に示す。

図１を参照すると、ＭＲ装置１が示されている。この装置は、ほぼ均一な時間的に一定の主磁場Ｂ_０が検査ボリュームを通りｚ軸に沿って作り出されるように、超伝導又は常伝導主磁石コイル２を含む。この装置は、１組の（一次、並びに該当する場合は二次、及び三次）シミングコイル２’を更に含み、検査ボリューム内のＢ_０の偏向を最小限にするために、組２’の個々のシムコイルを通る電流の流れが制御可能である。

磁気共鳴発生及び操作システムは、ＭＲ撮像を行うために、一連のＲＦパルス及び切り替えられた傾斜磁場を印加して、核磁気スピンを反転させ又は励起し、磁気共鳴を引き起こし、磁気共鳴を再フォーカスし、磁気共鳴を操作し、磁気共鳴を空間的に及び他の方法でエンコードし、スピンを飽和させるなどする。

最も詳細には、勾配パルス増幅器３が、検査ボリュームのｘ軸、ｙ軸、及びｚ軸に沿い、全身勾配コイル４、５、及び６のうちの選択されたコイルに電流パルスを加える。検査ボリューム内にＲＦパルスを伝送するために、デジタルＲＦ周波送信機７が送受信スイッチ８を介してＲＦパルス又はパルスパケットを身体ＲＦコイル９に伝送する。典型的なＭＲ撮像シーケンスは、短い持続時間のＲＦパルスセグメントのパケットから成り、これらが互いに、及び加えられる任意の傾斜磁場とともにとられることにより、核磁気共鳴の選択された操作を実現する。ＲＦパルスは、飽和させ、共鳴を励起し、磁化を反転させ、共鳴を再フォーカスし、又は共鳴を操作するために使用され、検査ボリューム内に配置される身体１０の一部分を選択するために使用される。ＭＲ信号は、身体ＲＦコイル９によっても拾われる。

パラレルイメージングにより身体１０の限られた領域のＭＲ画像を生成するために、１組の局所アレイＲＦコイル１１、１２、１３が撮像のために選択された領域に隣接して配置される。アレイコイル１１、１２、１３は、身体コイルのＲＦ伝送によって引き起こされるＭＲ信号を受信するために使用され得る。

結果として生じるＭＲ信号が身体ＲＦコイル９及び／又はアレイＲＦコイル１１、１２、１３によって拾われ、好ましくは前置増幅器（不図示）を含む受信機１４によって復調される。受信機１４は、送受信スイッチ８を介してＲＦコイル９、１１、１２に接続される。

ホストコンピュータ１５はシミングコイル２’、勾配パルス増幅器３、及び送信機７を制御し、エコープラナー撮像（ＥＰＩ：echo planar imaging）、エコーボリューム撮像、勾配及びスピンエコー撮像、高速スピンエコー撮像など、複数のＭＲ撮像シーケンスの何れかを発生させる。選択されたシーケンスについて、受信機１４が各ＲＦ励起パルスの後に単一の又は複数のＭＲデータラインを立て続けに受信する。データ取得システム１６が受信信号のアナログ／デジタル変換を行い、各ＭＲデータラインを更なる処理に適したデジタル形式に変換する。現代のＭＲ装置では、データ取得システム１６が生画像データの取得に特化した別個のコンピュータである。

最終的に、フーリエ変換又はＳＥＮＳＥやＳＭＡＳＨなどの他の適切な再構築アルゴリズムを適用する再構築プロセッサ１７により、デジタル生画像データが画像表現へと再構築される。ＭＲ画像は、患者を通る平面スライス、パラレル平面スライスのアレイ、三次元ボリューム等を表すことができる。その後、画像が画像メモリ内に記憶され、画像メモリでは、スライス、プロジェクション、又は画像表現の他の部分を視覚化のための適切な形式に変換するために画像がアクセスされても良く、視覚化は、例えば結果として生じるＭＲ画像の人間可読表示を提供するビデオモニタ１８による。

本発明の第１の実用的実施形態が、図２を参照して以下の通り説明される。

図２は、ＭＲ装置１の勾配パルス増幅器３及び傾斜磁場コイル４（の一部）をより詳細に示す。傾斜磁場コイル４は区分され、つまりＸ方向の傾斜磁場を発生させるために２つのコイルセクションＸ_１及びＸ_２がある。対応する傾斜磁場コイルの半分Ｙ_１、Ｙ_２、Ｚ_１、及びＺ_２が傾斜磁場コイル５及び６それぞれの中にある。コイルセクションＸ_１及びＸ_２を通る電流が、増幅器（電流源）２０及び２１によって流される。各増幅器２０、２１が、１つのコイル半分Ｘ_１、Ｘ_２に接続される。図２に示す傾斜磁場コイル４の設計は、今日臨床に用いられている多くのＭＲ装置で実現されている。しかしながら、既知のＭＲ装置では、セクションＸ_１及びＸ_２を駆動する増幅器２０、２１が、傾斜軸Ｘ、Ｙ、Ｚごとの単一波形発生器に基づき同時に駆動される。対照的に図２では、各増幅器２０、２１が個々の波形発生器２２、２３のそれぞれによって駆動される。静的な高次の場の分布のみ発生させる必要がある場合、第２の波形発生器２３が、制御可能なＤＣ電流オフセットに単純化され得る。このことは、傾斜磁場コイル４のコイルセクションＸ_１及びＸ_２を流れる電流を本発明に従って互いに独立に制御できるようにする。高次の空間磁場分布は、図２に示すような傾斜磁場コイル４によって発生させることができる。傾斜磁場コイル４の磁場は、ＭＲ装置１の検査ボリューム内の主磁場Ｂ_０上に重畳される。波形発生器２２、２３を用いてコイルセクションＸ_１及びＸ_２を流れる電流を適切に制御することにより、主磁場Ｂ_０の高次のシミングが実現される。例えば撮像シーケンス中に、傾斜磁場が発生するように電流がコイルセクションＸ_１及びＸ_２を流れている場合、線形傾斜磁場と一定量の高次（主に三次）の場の成分とが生成される。コイルセクションＸ_１、Ｘ_２の一方において電流を反転させることにより、Ｂ_０場（即ち線形傾斜磁場なしの）と、高次（主に二次）の場の分布とが傾斜磁場コイルによって生成される。傾斜磁場コイルによって生成されるこの高次の空間的な場の分布が、上記で説明したように、主磁場Ｂ_０の対応する高次の場の不均一性を補償するために標的を絞った方法で使用され得る。

上記の技法は、残りの２つの傾斜磁場コイル５及び６にも適用することができる。適切な方法で区分された傾斜磁場コイル４、５、６を使用することにより（コイルセクションは概して検査ボリュームの対称面に対して非対称に配置される）、ＭＲ装置１の傾斜システムが検査ボリューム内の磁場分布のｚ^２、ｘ^２、及びｙ^２の項（term）を作り出すことができる。これは、従来のシムシステムのルジャンドル係数Ｃ_２０、Ｃ_２１、及びＳ_２１に対応する。

本発明の代わりの実用的実施形態が、図３に示されている。図３では、コイル半分Ｘ_１及びＸ_２が、内部コイルセクション３１、３２、並びに外部コイルセクション３３及び３４のそれぞれに更に分けられる。外部コイルセクション３３、３４は、内部コイルセクション３１、３２によって生成される磁場を遮蔽するために使用される。コイルセクション３１及び３３は、コイルセクション３２及び３４と同様に直列接続される。外部コイルセクション３３、３４は、外部コイルセクション３３、３４を流れる電流を制御する個々の電流源３５、３６に接続される。電流源３５、３６の電流は、増幅器３７によって生成される電流に重畳される。電流源３５、３６を適切に制御することにより、傾斜磁場コイル４によって生成される高次の場のパターンがもたらされ、この場のパターンは、主磁場Ｂ_０のシミングのために本発明に従って使用され得る。図３に示す実施形態では、（傾斜切替中に）増幅器３７によって生成される交番電流から独立した外部コイルセクション３３、３４を通る一定のオフセットとしてＤＣ電流を駆動するために、増幅器３５、３６が使用され得る。図３の実施形態では、単一の波形発生器３８のみが必要である。

図３に示されているように、本発明によれば、コイルセクションＸ_１、Ｘ_２、３１、３２、３３、３４の１つ又は複数が、傾斜磁場コイル４の別のコイルセクションを流れる電流とは独立に個々のコイルセクションを流れる電流を制御する、（ＤＣ駆動）電流源に接続されることが概して可能である。対応する電流源によって生成される電流は、例えば動的シミングのために個別に制御され得る。

Claims (3)

1. 検査ボリューム内でほぼ均一な定常磁場Ｂ_０を発生させるための少なくとも１つの主磁石コイルと、前記検査ボリューム内の様々な空間方向に切り替えられた傾斜磁場を発生させるための幾つかの傾斜磁場コイルであって、各傾斜磁場コイルは２つ以上のコイルセクションを含む、幾つかの傾斜磁場コイルと、前記検査ボリューム内でＲＦパルスを発生させ、且つ／又は前記検査ボリューム内に配置される患者の身体からＭＲ信号を受信するための少なくとも１つの身体ＲＦコイルと、前記ＲＦパルス及び前記切り替えられる傾斜磁場の時間的連続性を制御するための制御ユニットとを含み、各傾斜磁場コイルの前記コイルセクションを流れる電流が互いに独立に制御可能である、ＭＲ装置の検査ボリューム内のほぼ均一な主磁場Ｂ _０ の磁場の不均一性を補正する機能を持つＭＲ装置であって、
   前記コイルセクションの各々は、直列回路とされる内部コイルセクションと外部コイルセクションとに更に分けられ、
   前記ＭＲ装置は、
   波形発生器の出力部が増幅器の入力部に接続され、当該増幅器の出力部が、前記内部コイルセクションに電流を流すために、前記内部コイルセクションに結合される、波形発生器及び増幅器と、
   対応する前記コイルセクションの前記外部セクションを流れる電流を制御するために、対応する前記外部コイルセクションに結合される、個々の電流源と、
   を含むことを特徴とする、ＭＲ装置。
2. 前記個々の電流源は、前記増幅器によって生成される交番電流から独立した前記外部コイルセクションを通る一定のオフセットとしてＤＣ電流を駆動するためのものである、請求項１に記載のＭＲ装置。
3. 前記コイルセクションが、遮蔽傾斜磁場コイルの内部コイルセクション及び外部コイルセクションである、請求項１に記載のＭＲ装置。

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