JPH0638943A - 磁気共鳴イメージングシステム及び磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージングシステム及び磁気共鳴イメージング方法

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JPH0638943A
JPH0638943A JP4294362A JP29436292A JPH0638943A JP H0638943 A JPH0638943 A JP H0638943A JP 4294362 A JP4294362 A JP 4294362A JP 29436292 A JP29436292 A JP 29436292A JP H0638943 A JPH0638943 A JP H0638943A
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gradient
magnetic field
coil
resonance imaging
magnetic
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JP4294362A
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English (en)
Inventor
Leon Kaufman
カウフマン レオン
Joseph W Carlson
ダブリュ．カールソン ジョセフ
Richard Gran
グラン リチャード
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University of California
Original Assignee
University of California
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    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
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    • G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/389—Field stabilisation, e.g. by field measurements and control means or indirectly by current stabilisation

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Abstract

(57)【要約】 （修正有） 【構成】 磁気共鳴イメージングシステム内の電磁コイ
ルのドライブ回路は磁束によってドライブされるクロー
ズドループ実時間フィードバック制御を備える。 【効果】 磁気回路物質の存在がヒステリシス効果を表
しても及び／又は電気的な導体がうず電流効果を生じさ
せても、コイルによって発生される正味の実際の傾斜磁
場磁束の正確かつ効果的な制御を行える。このようなド
ライブ回路の制御は、磁気共鳴イメージングシステムの
患者のイメージ体積内における正味の磁場に影響を及ぼ
す周囲、環境又は他の外的な妨害によって誘導される磁
束変化を同時に更正する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、一般的には、核磁気
共鳴（ＮＭＲ）現象を用いた磁気共鳴イメージング（Ｍ
ＲＩ）に関する。特に、この発明は、メイン磁石構造の
公称静止メイン磁場Ｂ0 を補足するために利用される傾
斜磁場コイル及び／又は他の電磁気コイルのためのドラ
イブ回路の制御に関する。
【０００２】
【関連技術】この発明は、本出願人に通常に譲渡されて
いる少なくとも下記の先行する米国特許及び／又は米国
特許出願に一般的に関係しているものと考えられる。
【０００３】１．カールソン（Carlson ）による”小型
横方向磁気傾斜磁場コイル及びそのために必要な大きさ
にする方法（Compact Transvers Magnetic Gradient Co
ils and Dimensioning Method Therefor）”と題する１
９８８年７月５日発行の米国特許第４，７５５，７５５
号 ２．カウフマン（Kaufman ）による”患者のイメージ体
積に対する開放型アクセス部を有するＭＲＩシステム
（MRI System With Open Access to Patient ImageVolu
me ）”と題する１９８９年５月９日発行の米国特許第
４，８２９，２５２号 ３．ヤオ（Yao ）等による”ＮＭＲデータ測定処理中の
磁場におけるスプリアスな変化によってもたらされるス
プリアスなＮＭＲの周波数／位相シフトを補償するＭＲ
Ｉ（MRI Compensated for Spurious NMR Frequency/Pha
se Shifts Causedby Spurious Changes in Magnetic Fi
elds During NMR Data Measurement Processes ）”と
題する１９８９年１２月５日発行の米国特許第４，８８
５，５４２号 ４．カウフマン（Kaufman ）等による”単一ＭＲＩシー
ケンスの間におけるスプリアスな急速変化と静止磁場を
補償するＭＲＩ（MRI Compensated for SpuriousRapid
Variations and Static Magnetic Field During a Sing
le MRI Sequence）”と題する１９９０年１１月１３日
発行の米国特許第４，９７０，４５７号 ５．カウフマン（Kaufman ）等による”ＭＲＩにおける
磁場の不均一性人為構造を補償する方法及び装置（Meth
od and Apparatus For Compensating Mganetic Field I
nhomogeneity Artifact in MRI）”と題する１９９２年
１０月２０日発行の米国特許第５，１５７，３３０号
（１９９１年２月２２日出願の米国特許出願第０７／６
５９，１８１号） ６．カールソン（Carlson ）等によって１９９１年５月
２０日に出願された”ＭＲＩ中におけるバックグランド
磁場を安定化させるための装置及び方法（Apparatus an
d Method for Stabilizing the Background Magnetic F
ield During MRI）”と題する米国特許出願第０７／７
０２，４２８号（１９９１年４月１８日に出願された米
国特許出願第０７／６８６，６２２号のＣＩＰ(一部継
続出願)である１９９１年４月１９日に出願した米国特
許出願第０７／６８８，１３１号のＣＩＰ出願として出
願されている） ７．カウフマン（Kaufman ）等によって１９９１年５月
２８日に出願された”ＲＦ周波数帯域を使ったＮＭＲリ
ラックスオメトリ（NMR Relaxometry Using Fixed RF F
requency Band）”と題する米国特許出願第０７／７０
５，９６４号。
【０００４】上記引用された関連する米国特許及び米国
特許出願の各全ての内容は、引用によって本出願に組み
入れられる。
【０００５】今や、磁気共鳴イメージングシステムは多
くの製造者によって販売されている。そこには、一般的
に当業者に知られた数種の技術が含まれている。典型的
なＭＲＩ技術は、本出願人に通常に譲渡された例えば米
国特許第４，２９７，６３７号、米国特許第４，３１
８，０４３号、米国特許第４，４７１，３０５号及び米
国特許第４，５９９，５６５号に記載されている。これ
らの特許の内容も引用によって本出願に組み入れられ
る。
【０００６】
【従来技術及びその問題点】現在使用されている全ての
ＭＲＩシステムにおいて、メイン磁石構造は、患者のイ
メージ体積内で予め決められた軸（例えば、通常のＸ，
Ｙ，Ｚ直交座標システムのＺ軸）に沿って実質的に均質
かつ均一の磁場を与えるために使われている。制御され
た傾斜磁場がイメージ体積内で種々の異なる軸に関して
正確に重畳されるとき、検出されかつ処理され得るＲＦ
応答を発生して表示ピクセル値（患者のイメージ体積内
におけるＮＭＲ核の２及び／又は３次元の描写を表して
いる）の２次元配列を与えるように、ＮＭＲ核（核磁気
共鳴する核）の検出可能なＮＭＲ特性は（適当なＲＦ
(ラジオ周波数)歳差運動パルスに関係して）空間的にエ
ンコードされる。しかしながら、ＭＲＩ処理の正確さ
は、選択された軸に沿った静止磁場の均一性の程度及び
付加された傾斜磁場の線形性の程度に直接関係する（傾
斜磁場は、理想的には患者の体積内の一つの軸に関して
位置の線形関数でありかつ他の直交する軸に関しては位
置の関数として定数である）。正確に選択された軸に沿
った静止磁場の均一性及び傾斜磁場の線形性の所望の目
標が達成され得ない程度であれば、結果として表示され
たイメージにおける不正確さ及び／又は人為構造が予想
されうる。したがって、これらの目標を達成し又はその
ような目標からの偏差を訂正し若しくは補償するいずれ
かの目的に対して、多くの努力が以前から費やされてい
た。
【０００７】ある種のＭＲＩシステムは、関連したメイ
ン磁石の磁気回路内に永久磁石、鉄及び／又は他の強磁
性元素を含むメイン磁石構造を有する。例えば、比較的
低磁場の開放型構成のメイン磁石は、上記引用された関
連のある米国特許第４，８２９，２５２号によって説明
されているＭＲＩシステムに採用されている。そのよう
な構成においては、強磁性要素は過去の磁化の経歴の結
果として残留磁気及びヒステリシス効果を表す。これは
画像の歪、密度変化、種々の人為構造などのような好ま
しくない多数の結果を引き起こす可能性がある。超伝導
磁石も、ヒステリシスを表す鉄の磁束の帰還要素を含
む。
【０００８】残留磁化及びヒステリシス効果は、傾斜磁
場用の電磁気コイルの励磁を速くかつ連続的に変えるこ
とに関して特に厄介な問題である。例えば、通常の位相
エンコーディング傾斜磁場コイル（例えば、Ｙ軸次元に
おける傾斜磁場を発生するように向けられている）は、
典型的には正の最大値のドライブパルスから負の最大値
まで２５６ステップでシーケンスされる（例えば、２５
６個を越える連続したＭＲＩデータ収集サイクルもあ
る）。第１番目の大きなパルスは、次の１２７個の連続
する小さな振幅の正のドライブパルスに至るまで比較的
大きな残留磁化を残すでしょう。しかしながら、ドライ
ブパルスの極性が反転するとき、残留傾斜磁場は反転さ
れ、それから全イメージングシーケンスを通してステッ
プ状に振幅を負の最大値まで増加させるでしょう。それ
ばかりか、全イメージングシーケンスの間に振幅又は極
性において変化しない傾斜場軸のためでさえも、ある種
の残留傾斜磁場が残っておそらく次のイメージングシー
ケンスを歪ませるでしょう。
【０００９】周囲又は他の環境変化も、ＭＲＩシーケン
スの磁場における好ましくない変化をひき起こすことも
ある。例えば、地球の磁場における局部的変化、又は
（例えば、エレベータ、機関車などの）大きな透磁性の
塊りの局部的な動き、（例えば、エレベータのドライブ
回路、トローリーカー、電車、地下鉄などのように）大
きな局部的な電流の通過及びそれに関連した磁場、若し
くは周囲の温度変化及びそれに関係した磁気回路特性す
なわち磁気結合体におけるヒステリシス効果の変化によ
って誘導される局部的な磁場変化である。これら全て
は、与えられたイメージング手順を通して又は、異なる
場所との間で比較されるように与えられた場所又は周囲
条件におけるシステム設置の歴史的な期間に渡って、Ｍ
ＲＩシステムの患者のイメージ体積内の磁場の定位およ
び強さの最適な空間分布に対する好ましくない偏差の潜
在的な原因である。後者は、非常に多くの時間を経て同
じ場所で撮られた複数のイメージを正確に比較するため
の性能を害する可能性がある。
【００１０】特定の場所にＭＲＩシステムを設置する際
に、前記のような問題点を最小にする試みにおいて一般
的に実質的な努力を必要とする。ＭＲＩシステムの磁気
発生における質と反復性を確保するために、特別な注意
が一般的に必要とされる。充分に高い水準で信頼性及び
イメージの質を与えるために、これらの進行中の問題点
を見込んで、多くの特別な処理ステップ又は予備措置が
頻繁に必要とされる。そのような潜在的な問題の可能性
のある有害な影響をより小さく抑えるために、より総合
的かつ有効な技術は相当量必要である。似たような問題
による他の潜在的な原因は、傾斜磁場を急速に変化させ
ることによって取り囲む導電材料中に生ずるうず電流で
ある。全てのほとんどシールドされてない導体内におけ
るうず電流の発生は傾斜磁場の磁束における意図された
変化に関連し、レンツの法則にしたがって、傾斜磁場の
意図した変化に反する磁場を発生するでしょう。したが
って、ある種のうず電流補償を傾斜磁場コイルに供給さ
れるドライブ電流に含めなければならないことは長い間
知られてきている。
【００１１】言い替えれば、磁気共鳴イメージングシス
テムにおける首尾一貫しかつ信頼できる動作は、画像化
されるべき体積内におけるほぼ理想的な傾斜磁場の磁束
パルスの創造に大きく依存している。ほぼ導電体の構造
は急速に切り換えられる傾斜磁場に影響されるとき本質
的にうず電流ループを維持し、これらは所望とする磁束
の空間的な分布に対して種々の歪を生み出す。種々のほ
ぼ金属構造の中に位置しているうず電流は、幾分か異な
る指数の時定数を集めたもののような特性で減衰する。
もし補償されていなければ、実際に患者のイメージ体積
内に存在する正味の磁束内にて発生される関連した時変
動は、非常に過酷でイメージングシステムの断面の輪郭
及び部分平面の分解能を歪ませる。
【００１２】その結果、磁気共鳴イメージは長い間ある
種の補償を使ってそのような派生的なうず電流の影響を
減少させてきた。最も一般的な先行技術はオープンルー
プフィードバックシステムであり、そこでは傾斜磁場の
磁束要求パルスは初期に故意的に過剰ドライブされる
（例えば，予め決められたかつ予め換算された波形で事
前に強調される）。特定の設置場所のための過剰ドライ
ブの正確な特性を決定することは、現在のところ相当量
の長い努力を必要とする。この処理の自動化に対する一
つの先行するアプローチは、デビットエル．ランプマン
（David L. Lampman）等を発明者とし名称を「自動うず
電流補正」（Automatic Eddy Current Correction）と
する１９９０年５月２２日に発行された米国特許第４，
９２８，０６３号に記載されている。有望にも、この面
倒な処理が一旦完了されると、オープンループ制御シス
テムは、ちょうど正しい方法で傾斜磁場コイルを過剰ド
ライブして、その後全ての誘導されたうず電流を予期し
て理想に近い正味の実際の磁場をもたらす。
【００１３】しかしながら、この種の従来のシステムの
セットアップは初期に多くの時間を費やすばかりか（そ
して、その後に持続モードになる）、ひきつづいて変化
するあらゆる作動状態の基でうず電流を適当に補償する
予め決められた過剰ドライブの仕様を見つけ出すことは
事実上不可能である。例えば、もし磁石構造が極低温の
超伝導磁石であれば、寒剤が沸騰して蒸発するとき、種
々の金属導電要素の温度が変化し、これは抵抗率の大き
な変化及びうず電流サブシステムの時間応答性の顕著な
変化を引き起こす。将来の磁石の設計は寒剤槽を除去し
て外部冷凍機による連続冷却に依存する可能性がある。
このような設計は、冷凍機のサイクルを有するうず電流
作用に本質的により大きな変動をもたらす可能性があ
る。
【００１４】さらに、うず電流磁場における空間的な変
化はたびたび傾斜磁場コイルの磁束による磁場を正確に
追跡しない。うず電流を補償するために必要とされる付
加電流は空間位置に依存するプライオリ（priori）であ
る。それゆえ、一つのコイルのオープンループ補償によ
り全空間領域におけるうず電流の影響を首尾よく完全に
除去することはできない。
【００１５】要するに、簡単なオープンループ補償シス
テムで、うず電流の影響を正確に是正することは事実上
不可能である。典型的な過剰ドライブ補償は約２０％の
電流オーバーシュートを含み、このオーバーシュートは
２，３種の時定数で減衰して安定状態に漸近する。さら
に、この過剰ドライブ補償は、そのドライブパルスがオ
フされたとき、同様のアンダーシュートを含み、このア
ンダーシュートも同様の複数種の時定数で減衰して通常
状態に漸近する。
【００１６】一般的ではないが、傾斜磁場コイルの回り
に遮蔽コイルを巻くことは、有害なうず電流の影響を減
少させるために幾分かよい技術である。これはうず電流
（例えば、アルミニウムの極低温の容器内で誘導される
ようなもの）の影響を実質的に除去する可能性がある
が、利用できる磁石の内径空間の相当量の付加的な部分
を占有し、イメージ体積に対するアクセスを低下させ、
一方では全ＭＲＩシステムに対する実質的なコスト、重
量などを増加させる。
【００１７】ある特定の場所に対するＭＲＩシステムの
設置のために現在必要とされる長いセットアップ手続き
の一部として、非対称のうず電流の影響を避けるために
多大な努力がたびたび傾斜磁場コイルをセンタリングす
ることに当てられている。もし、うず電流が実質的に非
対称であれば、うず電流を充分補償するための従来から
知られている先行技術は存在しない。
【００１８】
【発明の概要】我々は磁気共鳴イメージシステムの中の
傾斜磁場のドライブ制御回路のいくつかの改良点を発見
しており、これらの改良点は上述した多くの問題点を実
質的に解決し又は少なくとも改良する。簡単に概略を述
べると、クローズドループ実時間フィードバック制御が
ＭＲＩシステム内の傾斜磁場コイル（及び同様の他のコ
イル）ドライバのために与えられる。実際に正味の傾斜
磁場磁束（例えば、ヒステリシス及びうず電流の影響を
含んでいる）はイメージング手続きの間に実時間ベース
でモニターされる。検出された正味の磁束入力は各コイ
ルコントロールチャンネルのために積分フィードバック
コントローラに与えられて、実時間ベースで、必要とさ
れるようにコイルドライブパルスを調整し、メインのＭ
ＲＩシステムコントローラから要求される所望の定常的
な傾斜磁場の値の全てを維持する（例えば、典型的には
固定された傾斜磁場のパルスの大きさ及び極性を決めら
れた時間維持する）。
【００１９】磁束モニターコイルは、一つの好ましい実
施例において、傾斜磁場コイルを模倣している。例え
ば、適当な方向に向けられたゴーレイ(Golay) 種類のサ
ドル(saddle)コイルのセット、ヘルムホルツ(Helmholt
z)及び／又はマクスウェル(Maxwell)コイル構成が極低
温の超伝導磁石のための典型的なソレノイドジオメトリ
の中で利用され得る。パンケーキのように平べったいＤ
型の循環傾斜磁場コイルは典型的なオープン構成の永久
磁石構造のために利用され得る（例えば、上記引用した
カウフマン(Kaufman)による関連米国特許第４，７５
５，７５５号参照）。傾斜磁場磁束検出コイルは、もち
ろん、実際の傾斜磁場磁束発生コイルとは異なる物理的
体積を占有するように位置決めかつ寸法決めされなけれ
ばならない。
【００２０】ソレノイドの極低温超伝導磁石構造にとっ
て、傾斜磁場磁束検出コイルは好ましくは傾斜磁場磁束
発生コイルに比較して若干小さな半径を有していて、同
コイルは通常の傾斜磁場コイル構造のちょうど内側に接
近して位置付けられる。この好ましい典型的な実施例に
おいて、典型的にはわずかに１回巻きだけが磁束検出コ
イルのそれぞれのために利用されていることは注目すべ
きでことである。単一巻きの磁束検出コイルの導体は大
電流を通す必要がないので、非常に小さな導体断面のも
のを使ってもよい（例えば、幅0.010〜0.020インチ×長
さ0.25〜0.5インチの銅片を使ってもよい。）これによ
り、なお若干の磁石内径空間への侵入だけが余儀なくさ
れ、患者のイメージ体積又はイメージ体積へのアクセス
に対する実質的な制限は余儀なくされない。すなわち、
この実施例においては、磁束検出コイルは患者のイメー
ジ体積の外側に位置付けられる。一方では磁束検出コイ
ルと磁束発生コイル間（例えば、磁気結合）の種々の相
互インダクタンスと他方ではうず電流／ヒステリシス磁
束との適当なバランスを得るために、磁束発生コイルに
関係して磁束検出コイルを若干調整することは必要であ
ろう（それによって、これらの２組のコイルの間の相互
インダクタンスをいくらか増加させたり減少させたりす
る）。典型的な超伝導ジオメトリにおける相互インダク
タンスは、シリンダの軸に沿ったセンサループの大きさ
及び配置により調整され得る。
【００２１】この好ましい典型的な実施例は傾斜磁場磁
束発生コイルの実質的な複製である磁束検出コイルを利
用しているが（巻線導体の位置に関する限り）、患者の
イメージング体積内の正味の磁束を他の検出配列法によ
ってモニターするようにしてもよい。例えば、配列され
たホール効果プローブ、磁束ゲート磁力計、従来のピッ
クアップループなどを巧みに配置して、適当に混合され
た出力である与えられた軸に沿って初期すなわち所望の
磁束状態からの変動を検出するようにしてもよい。周辺
に置くばかりか、他の可能性としては、患者の領域内の
人目につかない場所、例えば患者のベッド内に配列させ
てなる小さなピックアップループを使うこともできる。
【００２２】これから明らかにされるように、そのよう
なクローズドループの実時間コントロールシステムは環
境の妨害などにより誘導される傾斜磁場の変化のための
実質的な補正を与えることもできる。さらに、クローズ
ドループフィードバックシステムは磁石構造の中におけ
る進行中の変化（例えば、寒剤の蒸発、環境温度変化、
環境磁場変化などの作用による変化）をも補償する。傾
斜磁場コイルドライブ調整の必要を減少させること及び
初期のＭＲＩシステムのセットアップ中の必要とされる
傾斜磁場コイルのセンタリングの精度を減少させること
により、システムの動作が本質的に改良されるばかりか
（例えば、増幅特性における磁石のドリフト又は変動が
あっても、正確なうず電流補償を維持することによ
り）、大はばなコスト低下にもなる。さらに、うず電流
分布の空間的な非均一性も補償される。
【００２３】典型的なＭＲＩシステムは均一磁場におけ
る微調整用の一対のヘルムホルツコイルをも備えてい
る。この発明のクローズドループ実時間フィードバック
コントロールシステムはそのような均一化磁場コイル又
はＭＲＩシステムに使われている他の電磁コイルを制御
するためにも有効に使われている（例えば、時間依存す
る偏差を減少させるように）。クローズドループフィー
ドバックが傾斜磁場コイルのセンタリングの必要性を除
去する固有な理由はないが、付加される磁場均一化手段
が他の次元の制御された補償を提供する。理にかなった
近似によれば、メイン磁石内にてかなり低く置かれた傾
斜磁場コイルは、Ｙ方向に沿った傾斜磁場と、均一成分
とＹ方向に沿った傾斜成分の合計であるうず電流磁場と
を発生するようである。しかしながら、均一磁場センサ
も備わっているので、この成分は測定され、かつ均一化
磁場ドライバを適当にドライブすることによってこの不
純成分も補正される。
【００２４】この好ましい典型的な実施例においては、
アナログの磁束検出信号は各電磁コイル毎にディジタル
形式に変換されて、それらは別々に制御される。共用の
ディジタル信号プロセッサ（例えば、適当にプログラム
されたコンピュータ）は、異なる制御チャンネル内で時
分割共用される。同じディジタル信号プロセッサはＭＲ
Ｉシステムコントロールコンピュータ（例えば、特定の
時間に患者のイメージ体積内に均一又は線形な傾斜磁場
磁束を発生させかつさらに次に指示されるまで定常に保
たれることを要求する）からディジタル磁束要求信号を
受け、それも各傾斜磁場制御チャンネル毎に供給され
る。ディジタル信号プロセッサは、適当な電磁コイルの
ための電流源に対して必要とされる入力を発生するよう
に、検出された実際の正味の磁束を要求磁束と比較して
（例えば、簡単な積分フィードバック制御により）適当
なフィードバック制御信号を導き出す。理解できるよう
に、このような実時間クローズドループフィードバック
システムが非常に速い時間応答を有していれば、それは
新たな磁束の傾斜磁場を初期化するときにオーバーシュ
ートの正しい大きさと時間の減衰をもたらし、また磁束
の傾斜磁場における終了時に正しいアンダーシュートを
もたらす。もちろん、全てアナログで構成した磁束ドラ
イブクローズドループの電磁ドライブコントロールを用
いてもよい。
【００２５】この方法の延長により、一連の磁束センサ
を使用してうず電流磁束磁場の空間的な不均一性をモニ
ターすることもできる。一組のより小さな、より高い次
元の磁場コイルはクローズドループ実時間フィードバッ
ク態様でドライブされて、うず電流磁束磁場の検出され
る空間的な不均一性を取り除くことができる。これによ
り、より大きな体積に対するうず電流補償を高い度合で
成し遂げる。あるいはまた、一組のこのような高い次元
の補償コイルはより早い時期に測定された磁場の不均一
性に基づいてオープンループドライバでドライブされ得
るであろう。この高い次元の補償は比較的大きな体積に
対する残存するうず電流の影響における顕著な減少を成
し遂げる。
【００２６】上述した内容ばかりかこの発明の他の目的
及び利点も、この発明の好ましい典型的な実施例の詳細
な説明を添付図面と共に注意深く読むことにより、より
完全に理解される。
【００２７】
【実施例】図１は、典型的なＭＲＩシステムを概略的に
示している。磁石すなわちガントリー室内にて、メイン
磁石１００が患者のイメージ体積内に公称静止かつ公称
均一な磁場Ｂ0 を発生する。図１に示された実施例にお
いては、メイン磁石１００は円筒状のソレノイド構造で
ある（例えば、極低温の超伝導ソレノイド）。当業者な
ら理解できるように、従来からよく知られている他の磁
石構造（例えば、患者のイメージ体積の上と下に反対の
磁極片を有する永久磁石構造を含む）もこの典型的なＭ
ＲＩシステム内で利用できる。
【００２８】メイン磁石１００と患者のイメージ体積と
の間には、複数組の傾斜磁場の磁束発生コイル１０２も
設けられている。典型的には、コイルは、静止磁場Ｂ0
内にて通常の直交座標システムＸ,Ｙ,Ｚ（例えば、傾斜
磁場ＧX,ＧY,ＧZ） に沿って線形傾斜磁場を発生するた
めに設けられている。また、いわゆる”均一化”磁束発
生コイルも患者のイメージ体積内における正味の実際の
磁場磁束Ｂ0 を更正するのに役立つように設けられてい
る。図１および他の図に、この”均一化”磁場は符号δ
Ｂ0 により示されている。
【００２９】ＧY を発生する典型的なサドルコイルセッ
トの概略図は図２(Ａ)に示されている。典型的には、９
０度回転された同一のサドルコイルセットがＧY を発生
するために使われる。実際には、これらのサドルコイル
の傾斜磁場磁束を発生する円弧部分は実質断面を有する
複数巻の電気的導体を構成している。ＧX及びＧYサドル
コイルは、典型的には、ＧZマクスウェルコイル（図２
(Ｃ)参照）及びδＢ0ヘルムホルツコイル（図２(Ｂ)参
照）と共に共通の円筒型絶縁構造内に設けられている。
この複合円筒型傾斜磁場コイル構造の径方向の厚さは典
型的な組み込みにおいて約２〜３インチである。
【００３０】ＧX,ＧY,ＧZ,δＢ0電磁コイルは独立に制
御可能な電流源によりそれぞれドライブされる。各コイ
ルのための制御可能な電流ドライバは、望ましくは実質
的に均一又は線形傾斜の磁束磁場を患者のイメージ体積
内に発生するように、正確に正しい時間に正確に正しい
量の電流でドライブされなければならない。磁束は、望
ましくは正確に正しい時間に予め決められかつ所望の大
きさをもってオンに切り換えられて、その後の所望の時
間に正確にオフに切り換えられる。すなわち、逆極性電
流などの所望の大きさに実質的に即座に切り換えられ
る。このため、図１に示すように、別々に制御可能なＧ
X,ＧY,ＧZ及びδＢ0傾斜磁場電流ドライバ１０４は各電
磁コイルセット１０２に適切に接続されている。
【００３１】全体のＭＲＩ処理は、図１に示すように、
典型的にはコントロールコンピュータ１０６によって制
御される。例えば、通常のラジオ周波数発信機１０８及
びラジオ周波数受信機１１０はトランジスタ（Ｔ／Ｒ）
スイッチ１１２を介して患者のイメージ体積の適当な部
分に近接して結合（カプリング）された一つ若しくはそ
れ以上のＲＦコイル構成と通信する。ＮＭＲのＲＦレス
ポンスは、イメージングコンピュータ１１４（システム
コントローラとしてコントロールコンピュータ１０６の
制御下にもある）に与えられる前に、典型的には増幅さ
れかつディジタル的にサンプリングされる。適当なＭＲ
Ｉシーケンスが完了した後（数秒又は数分もかかる）、
全ての必要なイメージデータはイメージングコンピュー
タ１１４により獲得されかつ処理されて、コントロール
コンソールディスプレイ１１６（又は当業者ならば理解
できるように、他の適当なディスプレイ又はフィルム記
録周辺装置）に適当なイメージを創製する。典型的に
は、コントロールコンソール１１６は、コントロールコ
ンピュータ１０６及びＭＲＩ手続きの他の全ての制御可
能な点を制御するための適当なキーボードを備えてい
る。
【００３２】コントロールコンピュータ１０６により入
念に制御されなければならないＭＲＩ手続き点は、傾斜
磁場の磁束パルス列の時間指定されたシーケンスであ
る。種々の電磁傾斜磁場コイル１０２のそれぞれのため
のディジタル磁束要求信号は、バス１１８上にあるコン
トロールコンピュータ１１６により実時間傾斜磁場磁束
センサのフィードバック処理コンピュータ１２０に与え
られる。（これに代え、フィードバック処理コンピュー
タ１２０の処理をコントロールコンピュータ１０６の一
部に含めるようにしてもよいし、分散した従来のアナロ
グフィードバック回路によって行ってもよい。）例え
ば、イメージングシーケンスの中の所望の点にて、コン
トロールコンピュータ１０６は、バス１１８上に予め決
められた大きさの正のＧY 磁束のためのディジタル要求
を送る。この磁束は、他の要求がされるまで又はある特
定の時間までは、定常な線形傾斜磁場の値に保たれ続け
るべきものである。
【００３３】図１の模範的な実施例において、傾斜磁場
フィードバックコイル１２２は比較的薄い複合円筒状構
造であって傾斜磁場コイル１０２のすぐ内側に配置され
る。磁束検出コイルは、この模範的な実施例において
は、実質的に患者のイメージ体積の外側に置かれる。こ
の模範的な実施例においては、各磁束検出コイルの型は
対応する磁束発生コイルの型を複製している（例えば、
それぞれＧX及びＧYのためにはサドルコイルセット、δ
Ｂ0及びＧZのためにはヘルムホルツ及びマクスウェルコ
イルセット）。しかし、比較的軽量かつ薄い導体片のわ
ずかに１回巻きが磁束検出コイルのために用いられてい
るので、傾斜磁場フィードバックコイル１２２の全体の
円筒状のパッケージはメイン磁石１００の内側に多くの
追加スペースをとる必要がない。
【００３４】ＧX,ＧY,δＢ0及びＧZのための実際の正味
の検出磁束は、実時間磁束センサフィードバック処理コ
ンピュータ１２０に入力として与えられる。これらはコ
ントロールコンピュータ１０６によって与えられる適当
な磁束要求信号とそれぞれ比較されて、必要な誤差制御
出力１２４を電流ドライバ１０４に発生する。これによ
り、効果的に４つの独立なクローズドループ実時間フィ
ードバックコントロールシステムを完成する。
【００３５】図４に示すように、ある与えられた磁束検
出コイルは、各磁束発生コイル１及びうず電流によって
発生される磁束に対して相互インダクタンス（磁気カッ
プリング）を持つでしょう。これらの３つの要素の間の
相互カップリングが適当にバランスされなければ、フィ
ードバックコントロールは適切に更正されない（例え
ば、コントロールコンピュータ１０６によって目下要求
されているより、若干小さい又は若干大きな実際の正味
の磁束を一貫して発生する）。例えば、磁束検出コイル
３が磁束発生コイル１に正確に配置されていれば、相互
カップリングＭ13は相互カップリングＭ23より強い。Ｙ
軸の傾斜磁場フィードバックコイルだけを使用した最近
の実験では、例えば磁束検出コイルの中心が磁束発生コ
イルの中心と軸方向に一致しているとき、実際正味に発
生される磁束はコントロールコンピュータによって要求
されたものより約４％だけ一貫して小さいことが示され
た。しかしながら、相互カップリングＭ13を若干減少さ
せることにより（例えば、磁束発生コイルの中心３００
と磁束検出コイルの中心３０２の間に更正のためのオフ
セット（例えば約２インチ）を与えることにより）、コ
ントロールコンピュータ１０６により与えられた時間に
要求されている実質的に正しい正味の磁束の磁場をクロ
ーズドループ実時間フィードバックコントロールシステ
ムに正確かつ一貫して発生させるように、システムの相
対的な相互インダクタンスが適当にバランスされたこと
を発見した。
【００３６】分散して配置された傾斜磁場コイル構成が
用いられるならば、磁束検出コイルに対する相互カップ
リングはうず電流面に関して本質的にバランスされて、
このような更正のための調整を必要としない。相互イン
ダクタンスがバランスしないならば、好ましくは、磁束
センサループの形及び／又は配置がバランスのとれたイ
ンダクタンスを提供するように修正される。このセンサ
を修正する最もよい方法は傾斜磁場コイル設計の特有の
細部に依存するとともに、試行錯誤の修正も含む。もち
ろん、関連する磁気回路の種々の部分の間の相互インダ
クタンスが適当にバランスされていなければ、単にコン
トロールコンピュータ１０６にそのような一貫した過不
足の補償を持つ磁束要求信号を発生させることによって
更正を成し遂げることも可能である。
【００３７】図５に、いくらか詳細な模範的な実時間磁
束センサフィードバック処理回路１２０の概略図が示さ
れている。それぞれの磁束発生電磁コイル（例えば、Ｇ
X,ＧY,δＢ0及びＧZ）のために、分離した入力処理チャ
ンネルを備えている。上述したように、模範的な実施例
においてはたった一つの磁束検出コイルが各チャンネル
のために利用されていたが、異なる実施例は、和をとる
節５００ａ〜５００ｄにて適当な重み付けでそれぞれ混
合されたアナログ出力を有する追加した複数の磁束検出
コイルを利用できる。適当なインピーダンス絶縁及び／
又は増幅が各チャンネル内にてバッファアンプ５０２ａ
〜５０２ｄによりなされる。各チャンネルのアナログ信
号は、磁束センサフィードバック処理コンピュータ５０
６に入力として与えられる前に、Ａ−Ｄ変換器５０２ａ
〜５０２ｄによってディジタル形式にそれぞれ変換され
る。理解されるように、処理コンピュータ５０６は、全
ての与えられる処理チャンネルからの電流ディジタル信
号値もプログラムされた処理のために常に利用できるよ
うに、関連したラッチを持つ４つのディジタル信号入力
ポートを備えている。フィードバック処理コンピュータ
５０６はコントロールコンピュータ１０６からの磁束磁
場要求信号をも受ける。当業者であれば理解できるよう
に、どの与えられたチャンネルのためにも異なる磁束要
求がなされるべきときにはいつでも、コントロールコン
ピュータ１０６はインタラプト処理又は似たような処理
を使って、処理コンピュータ５０６内の適当な要求制御
変数を更新する。フィードバック処理コンピュータ５０
６は時分割ベースで作動して、全ての４つのクローズド
ループフィードバックチャンネルを独立に制御し、図５
の右側に示すように、４つの出力ポートにＧX,ＧY,δＢ
0及びＧZチャンネルのための適切なディジタルフィード
バック誤差出力信号を与える。
【００３８】適切なクローズドループフィードバックコ
ントロールシステムの作動を実現するために、各パルス
の立ち上がり及び立ち下がり時間にとって約２０程度の
サンプリング点が必要とされることが推定される。サン
プリングコントロールループが利用されて約１ミリ秒の
所望の時定数をもつ磁束変化を制御するので、このこと
は充分に速い応答時間を得るために（チャンネル当り）
５０マイクロ秒毎に約１サンプルを供給する必要性を意
味している。これは充分に高速のディジタル処理回路で
成し遂げられるが、オペアンプ集積回路５０２ａ〜５０
２ｄからなるアナログの”フロント−エンド”（前置）
が利用されて、初期に信号を捕獲し、それからいくらか
遅いサンプリング周波数（例えば、チャンネル当り２０
０マイクロ秒毎に１サンプル）を許容し、それでもなお
充分に速い応答時間を得る。実際には、このアナログの
フロント−エンドはローパスフィルタリング特性を有す
る。
【００３９】多くの異なる種類のディジタル処理コンピ
ュータ５０６が多くの異なる種類のプログラムを用いて
利用され得るが、好ましくは、各制御チャンネルのため
の模範的な実施例において比較的簡単な積分フィードバ
ック制御処理が利用される。例えば、図６に概略的に示
すように、制御処理はステップ６００にて実行され始め
る。積分（すなわち累積）誤差制御信号Ｅは、ステップ
６０２にていずれか一つ又は全てのフィードバックコン
トロールループのために計算される。理解されるよう
に、出力が制御されるフィードバックアンプに送る前
に、ステップ６０４にて典型的には累積された誤差信号
に積分ゲイン係数（例えば、ＫX,ＫY,ＫZ,Ｋδ）が乗算
される。ある通常適用されるコントローラにおいては、
そのようなゲイン係数Ｋは一定ではなく、そのコントロ
ーラにより”学習”されて変化する。この好ましい実施
例においては、制御はステップ６０６に直接進められ、
そこで前記計算された累積誤差信号は通常の傾斜磁場コ
イルドライブコントローラ１０４（図７参照）に出力さ
れる。そして、サブルーチンがステップ６０８にて終え
られる。
【００４０】図７は模範的な実施例を示しており、そこ
では、フィードバック処理コンピュータ５０６により発
生される与えられたチャンネル（例えば、ＧY ）のため
のディジタル誤差信号はディジタル−アナログ変換器７
００によりアナログ形式に変換されて、通常の傾斜磁場
ドライブ電流コントローラ１０４に入力される。通常の
ドライバ１０４はその出力スイッチＳを一定周波数かつ
可変デューティサイクル（デューティ比）で作動させ
る。二極のドライブ電流のために比較器７０２及び出力
回路はさらに複雑であるが、図７における単極の例は当
業者にとって必要な概念を知らせている。
【００４１】ここで、７０４におけるアナログ電流要求
入力から検出された電流（例えば、傾斜磁場コイル１０
２（インダクタンスと分解された抵抗を含む）に直列接
続された電流検出抵抗Ｒによる電圧降下に対応）が７０
６にて減算されて、比較器７０２の非反転入力に供給さ
れる。一定周波数の鋸歯状波が比較器７０２の反転入力
に供給されている。図７に示すように、要求電流と検出
電流の入力差が鋸歯状波を越えると、比較器７０２は制
御している出力スイッチＳをオンに切り換え、正の電圧
供給源Ｖを接続して通常のＬＣフィルタを介して傾斜磁
場コイル１０２をドライブする。出力電流が増加して要
求にマッチすると、検出された電流フィードバックによ
ってスイッチＳのためのデューティサイクルは減少す
る。言い替えれば、図７に概略的に示されるように、出
力パルス幅が要求に応じて変化する。他の種類のアナロ
グ出力制御回路（例えば、パルス幅一定で周波数を可変
にする回路など）を通常の傾斜磁場ドライブ電流コント
ローラ１０４に使ってもよい。
【００４２】これからも理解できるように、この通常の
傾斜磁場ドライブコントローラ１０４（電流ドライブク
ローズドフィードバックループを有する）は、この発明
の磁束ドライブクローズドフィードバックループの一部
となる。以前にも述べたように、模範的な実施例はハイ
ブリッドのアナログ／ディジタル／アナログ磁束ドライ
ブクローズドフィードバックループを用いているが、希
望により、完全にアナログ又はディジタルの回路を用い
ることもできる。
【００４３】この模範的な実施例は、コイルドライバに
対して”フィードフォワード”構成部分を含むように有
効に変形され得る。すなわち、コイルドライバのアンプ
／コントローラ１０４に対する入力は、(１)普通に使わ
れている通常のオープン−ループオーバードライブ構成
要素と(２)クローズドループフィードバック誤差信号と
の２つの構成要素を合体したものであってもよい。我々
は、この変形は傾斜磁場コイルに対する高周波数レスポ
ンスをよりよく果たすことができると現在信じている。
この変形なくディジタルシステムが比較的遅いレートで
（例えば、２００マイクロ秒毎に）サンプリング及び更
新をすれば、非同期で起こる傾斜磁場パルスのエッジは
実際の傾斜磁場ドライブパルスの開始及び終了時の振動
（例えば、２００マイクロ秒までにて）を引き起こすで
あろう。通常のアナログオーバードライブシステムはこ
の潜在的かつ過渡的な問題を有していない。このよう
に、フィードフォワード構成要素として従来から存在す
るシステムを使うことにより、時間領域にて適当に定義
される傾斜磁場のパルスエッジを得ることができる。こ
の発明によって与えられるクローズドループフィードバ
ックレスポンスは、改良された比較的低周波数システム
のレスポンスを得るためにより重要である。
【００４４】この発明は、公称静止バックグランド磁場
Ｂに又は同磁場Ｂに時間指定された大きな加算又は減算
を与える付加電磁コイルをドライブするために使われて
もよい。そのようなΔＢ0 電磁石及びそれらの可能性の
あるＭＲＩ適用は、関連した一般的に譲渡されたカウフ
マン（Kaufman ）等によって１９９１年５月２８日に出
願された”ＲＦ周波数帯域を使ったＮＭＲリラックスオ
メトリ（NMR Relaxometry Using Fixed RF Frequency B
and）”と題する米国特許出願第０７／７０５，９６４
号にてより詳細に論じられている。
【００４５】上記詳細においては、この発明の２，３の
特定の模範的な実施例のみが説明されているが、当業者
ならば、この発明の新規な特徴及び利点の多くを維持し
たまま、これらの模範的な実施例の中で多くの変形がな
し得ることは理解できるであろう。したがって、そのよ
うな全ての変形は特許請求の範囲に記載したこの発明の
技術的範囲に当然含まれる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 この発明の一側面による傾斜磁場コイルドラ
イバのクローズドループ実時間フィードバックコントロ
ールを用いたＭＲＩシステムの簡単化された全体概略図
である。
【図２】 (Ａ)〜(Ｃ)は極低温の超伝導ソレノイドＭＲ
Ｉ磁石構成と共に典型的に利用されている種々の磁束発
生コイルの概略図である。
【図３】 この発明のある実行に必要とされる傾斜磁場
磁束発生コイルと傾斜磁場磁束検出コイルの間における
更正のための調整を説明する概略図である。
【図４】 傾斜磁場磁束センサコイルと傾斜磁場磁束発
生コイルとの間における相互インダクタンス及び／又は
磁気カップリングを説明するために有効な概略図である
とともに、うず電流によって発生される磁束を説明する
ために有効な概略図である。
【図５】 この発明による典型的なＭＲＩシステム内の
傾斜磁場ドライブシステムのための複数チャンネルのク
ローズドループ実時間フィードバックコントローラの概
略図である。
【図６】 図５のディジタル信号プロセッサすなわちフ
ィードバック処理コンピュータのための一つの可能性の
あるプログラムを簡略化して示すフローチャートであ
る。
【図７】 通常の傾斜磁場コントローラを用いたこの発
明によるクローズドループ実時間傾斜磁場コイルのフィ
ードバック制御チャンネルの概略図である。
【符号の説明】
１００…メイン磁石、１０２…傾斜磁場コイル、１０４
…電流ドライバ、１０６…コントロールコンピュータ、
１０８…ＲＦ発信機、１１０…ＲＦ受信機、１１４…イ
メージングコンピュータ、１１６…コントロールコンソ
ール、１２０…実時間磁束センサフィードバック処理コ
ンピュータ、１２２…傾斜磁場フィードバックコイル、
５０２…磁束センサ、５０４，５０４ａ〜５０４ｄ…ア
ナログ−ディジタル変換器、５０６…磁束センサフィー
ドバック処理コンピュータ、７００…ディジタル−アナ
ログ変換器、７０２…比較器。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 8932−4Ｃ ３５０ 8932−4Ｃ ３５５ 9118−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/06 Ｈ 8203−2Ｇ Ｇ０１Ｒ 33/22 Ｑ (72)発明者 レオン カウフマン アメリカ合衆国 カリフォルニア州 94118 サンフランシスコ シックスティ ーンスアベニュー 127 (72)発明者 ジョセフ ダブリュ．カールソン アメリカ合衆国 カリフォルニア州 94708 ケンジントン ケンブリッジアベ ニュー 240 (72)発明者 リチャード グラン アメリカ合衆国 ニューヨーク州 11735 ファーミングデール ウィラードアベニ ュー 218

Claims (31)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 メイン磁石と、少なくとも一つの電磁コ
    イルと、ＲＦ発信回路及び受信回路に接続された少なく
    とも一つのＲＦコイルと、ＭＲＩシステムコントローラ
    とを備えた磁気共鳴イメージングシステムにおいて、 前記電磁コイルによって発生される検出した磁束と供給
    された磁束要求信号に応答して前記少なくとも一つの電
    磁コイルに供給される電流を制御するように接続された
    少なくとも一つの実時間クローズドループフィードバッ
    ク制御回路を設けたことを特徴とする磁気共鳴イメージ
    ングシステム。
  2. 【請求項２】 磁気共鳴イメージングシステムにおい
    て、傾斜磁場コイルドライブ回路を、 それぞれ対応している傾斜磁場コイルによって発生され
    る磁束に対応する検出磁束信号を発生する傾斜磁場磁束
    検出コイルと、 前記検出された磁束信号と供給された要求磁束信号の関
    数として前記傾斜磁場コイルに電流を供給するように接
    続された少なくとも一つの実時間クローズドループフィ
    ードバック制御回路とにより構成したことを特徴とする
    磁気共鳴イメージングシステム。
  3. 【請求項３】 静止磁場を発生するメイン磁石と、供給
    された磁束要求信号に応答して前記静止磁場の上に予め
    決められた軸に沿って傾斜磁場を重畳する少なくとも一
    つの電磁傾斜磁場コイルとを備えた磁気共鳴イメージン
    グシステムにおいて、 前記傾斜磁場コイルによって発生されている正味の傾斜
    磁束を検出して対応する電気出力を発生するように配置
    された少なくとも一つの傾斜磁場磁束検出コイルと、 前記磁束検出コイルからの電気出力と前記供給された磁
    束要求信号とを比較して、前記磁束要求信号により表さ
    れた予め決めた所望の傾斜磁場磁束に実質的に等しい検
    出された傾斜磁場磁束を発生するために必要であるドラ
    イブ電流を前記傾斜磁場コイルに実質的に実時間で発生
    するように接続された実時間フィードバック制御回路と
    を設けたことを特徴とする磁気共鳴イメージングシステ
    ム。
  4. 【請求項４】 前記請求項３に記載の磁気共鳴イメージ
    ングシステムにおいて、前記メイン磁石は傾斜磁場の変
    化に応答して大きな磁気ヒステリシス効果を示す強磁性
    体要素をもつ磁石を構成していることを特徴とする磁気
    共鳴イメージングシステム。
  5. 【請求項５】 前記請求項３に記載の磁気共鳴イメージ
    ングシステムにおいて、前記メイン磁石は急速な傾斜磁
    場の変化に応答して大きなうず電流を発生する磁石構造
    を構成していることを特徴とする磁気共鳴イメージング
    システム。
  6. 【請求項６】 前記請求項３に記載の磁気共鳴イメージ
    ングシステムにおいて、前記傾斜磁場磁束検出コイルは
    前記イメージングシステムの患者のイメージ体積の外側
    に置かれていることを特徴とする磁気共鳴イメージング
    システム。
  7. 【請求項７】 前記請求項３に記載の磁気共鳴イメージ
    ングシステムにおいて、前記傾斜磁場磁束検出コイル
    は、磁気共鳴イメージングシステムの中心から異なる距
    離にあって前記傾斜磁場コイルと同じ幾何学な型に従っ
    た少なくとも一回の導体巻線を含むことを特徴とする磁
    気共鳴イメージングシステム。
  8. 【請求項８】 前記請求項６又は７に記載の磁気共鳴イ
    メージングシステムにおいて、傾斜磁場コイル及び傾斜
    磁場磁束検出コイルは円筒状のシェル内に置かれ、かつ
    傾斜磁場磁束検出コイルは傾斜磁場コイルよりも半径が
    小さいことを特徴とする磁気共鳴イメージングシステ
    ム。
  9. 【請求項９】 前記請求項６又は７に記載の磁気共鳴イ
    メージングシステムにおいて、傾斜磁場コイルの大きさ
    及びその中心位置は、傾斜磁場コイル−磁束センサ対と
    うず電流−磁束センサ対との間における実質的に等しい
    相互インダクタンスを与えていることを特徴とする磁気
    共鳴イメージングシステム。
  10. 【請求項１０】 前記請求項３に記載の磁気共鳴イメー
    ジングシステムは複数の傾斜磁場コイルを備え、各傾斜
    磁場コイルは対応する傾斜磁場磁束検出コイルと実時間
    クローズドループフィードバック制御回路とを備えてい
    ることを特徴とする磁気共鳴イメージングシステム。
  11. 【請求項１１】 前記請求項３に記載の磁気共鳴イメー
    ジングシステムはさらに均一化磁場コイルを備え、同均
    一化磁場コイルは関連した均一化磁束検出コイルと実時
    間クローズドループフィードバック制御回路とを備えて
    いる。
  12. 【請求項１２】 前記請求項３に記載の磁気共鳴イメー
    ジングシステムにおいて、前記フィードバック制御回路
    を、 前記磁束検出コイルからの電気出力を受けて対応したア
    ナログ検出磁束信号を発生するように接続されたアナロ
    グ信号アンプと、 前記アナログ検出磁束信号を受けて対応したディジタル
    検出磁束信号を発生するように接続されたアナログ−デ
    ィジタル変換器と、 ディジタル磁束要求信号と前記ディジタル検出磁束信号
    を受けて両入力信号間の差による累積ディジタル誤差信
    号を計算するディジタル信号プロセッサと、 前記ディジタル誤差信号に応答して前記傾斜磁場コイル
    に電流を供給するように接続された制御電流源とで構成
    したことを特徴とする磁気共鳴イメージングシステム。
  13. 【請求項１３】 複数の傾斜磁場コイルを備えた前記請
    求項３に記載の磁気共鳴イメージングシステムにおい
    て、各傾斜磁場コイルは対応する傾斜磁場磁束検出コイ
    ルと実時間クローズドループフィードバック制御回路と
    を備え、各クローズドループフィードバック制御回路は
    共通のディジタル信号プロセッサを時分割共用している
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージングシステム。
  14. 【請求項１４】 前記請求項１２又は１３に記載の磁気
    共鳴イメージングシステムにおいて、前記制御電流源
    は、各ディジタル誤差信号を対応するアナログ誤差信号
    に変換するためのディジタル−アナログ変換器と、傾斜
    磁場コイルに供給されるドライブ電流を制御するための
    アナログ電流制御ループと有することを特徴とする磁気
    共鳴イメージングシステム。
  15. 【請求項１５】 静止磁場を発生するメイン磁石と、供
    給された磁束要求信号に応答して前記静止磁場の上に予
    め決められた軸に沿って傾斜磁場を重畳する少なくとも
    一つの電磁傾斜磁場コイルとを備えた磁気共鳴イメージ
    ングシステムにおいて、 前記傾斜磁場コイルの磁束を検出してそれに対応するア
    ナログ検出磁束信号を発生する検出手段と、 前記アナログ検出信号を対応するディジタル検出磁束信
    号に変換するように接続されたアナログ−ディジタル変
    換器と、 前記ディジタル検出磁束信号とディジタル磁束要求信号
    を受け、前記受けた両信号を比較して、前記磁束要求に
    対応した傾斜磁場磁束を発生するように同傾斜磁場コイ
    ルに供給されるべき瞬間電流の大きさを表すディジタル
    出力信号を発生するように接続されたディジタル信号プ
    ロセッサと、 前記ディジタル出力信号に応答してスイッチングされる
    ように接続されたスイッチング電流源とを設けたことを
    特徴とする磁気共鳴イメージングシステム。
  16. 【請求項１６】 前記請求項１５に記載の磁気共鳴イメ
    ージングシステムにおいて、前記検出手段は前記イメー
    ジングシステムの患者のイメージ体積の外側に置かれて
    いることを特徴とする磁気共鳴イメージングシステム。
  17. 【請求項１７】 前記請求項１５に記載の磁気共鳴イメ
    ージングシステムにおいて、前記検出手段は前記傾斜磁
    場コイルによって実際に発生された正味の傾斜磁場磁束
    を検出するように置かれた傾斜磁場磁束検出コイルを含
    んでいることを特徴とする磁気共鳴イメージングシステ
    ム。
  18. 【請求項１８】 前記請求項１５，１６又は１７に記載
    の磁気共鳴イメージングシステムにおいて、前記メイン
    磁石は急速な傾斜磁場の変化に応答して大きな磁気ヒス
    テリシス効果を示す強磁性体物質を構成していることを
    特徴とする磁気共鳴イメージングシステム。
  19. 【請求項１９】 前記請求項１５，１６又は１７に記載
    の磁気共鳴イメージングシステムにおいて、前記メイン
    磁石は急速な傾斜磁場の変化に応答して大きなうず電流
    を発生する磁石構造を構成していることを特徴とする磁
    気共鳴イメージングシステム。
  20. 【請求項２０】 前記請求項１５，１６又は１７に記載
    の磁気共鳴イメージングシステムにおいて、各傾斜磁場
    コイルは対応する検出手段とスイッチングされる電流源
    を有していることを特徴とする磁気共鳴イメージングシ
    ステム。
  21. 【請求項２１】 前記請求項２０に記載の磁気共鳴イメ
    ージングシステムにおいて、共通のディジタル信号プロ
    セッサは前記検出手段とスイッチングされる電流源とに
    より時分割共有されることを特徴とする磁気共鳴イメー
    ジングシステム。
  22. 【請求項２２】 メイン磁石と、少なくとも一つの電磁
    コイルと、ＲＦ発信回路及び受信回路に接続された少な
    くとも一つのＲＦコイルと、ＭＲＩシステムコントロー
    ラとを用いた磁気共鳴イメージング方法において、 検出された傾斜磁場磁束と磁束要求信号に応答して前記
    少なくとも一つの電磁コイルに供給される電流を制御す
    るようにしたことを特徴とする磁気共鳴イメージング方
    法。
  23. 【請求項２３】 磁気共鳴イメージングシステムの傾斜
    磁場コイルのドライブ方法において、 傾斜磁場コイルによって発生される傾斜磁場磁束を検出
    し、 クローズドループフィードバック制御回路を使って前記
    検出された磁束と供給された要求磁束信号の関数として
    前記傾斜磁場コイルに電流を供給するようにしたことを
    特徴とする磁気共鳴イメージングシステムの傾斜磁場コ
    イルのドライブ方法。
  24. 【請求項２４】 静止磁場を発生するメイン磁石と、供
    給された磁束要求信号に応答して前記静止磁場の上に予
    め決められた軸に沿って傾斜磁場を重畳する少なくとも
    一つの電磁傾斜磁場コイルとを用いた磁気共鳴イメージ
    ング方法において、 前記傾斜磁場コイルによって発生されている正味の傾斜
    磁場磁束を検出して対応する電気出力を発生し、 前記電気出力と前記供給された磁束要求信号とを比較し
    て、前記磁束要求信号により表された予め決めた所望の
    傾斜磁場磁束に実質的に等しい検出された傾斜磁場磁束
    を発生するために必要であるドライブ電流を前記傾斜磁
    場コイルに実質的に実時間で発生するようにしたことを
    特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  25. 【請求項２５】 前記請求項２４に記載の磁気共鳴イメ
    ージング方法において、前記メイン磁石は急速な傾斜磁
    場の変化に応答して大きな磁気ヒステリシス効果を示す
    強磁性体物質を構成していることを特徴とする磁気共鳴
    イメージング方法。
  26. 【請求項２６】 前記請求項２４に記載の磁気共鳴イメ
    ージングシステムにおいて、前記メイン磁石は急速な傾
    斜磁場の変化に応答して大きなうず電流を発生する磁石
    構造を構成していることを特徴とする磁気共鳴イメージ
    ング方法。
  27. 【請求項２７】 前記請求項２４に記載の磁気共鳴イメ
    ージング方法において、前記傾斜磁場は、磁気共鳴イメ
    ージングシステムの中心から異なる距離にあって前記傾
    斜磁場コイルと同じ幾何学な型に従った少なくとも一回
    の導体巻線を有する検出コイルを使って検出されるよう
    にしたことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  28. 【請求項２８】 前記請求項２７に記載の磁気共鳴イメ
    ージング方法において、傾斜磁場コイル及び傾斜磁場磁
    束検出コイルは円筒状のシェル内に置かれ、かつ傾斜磁
    場磁束検出コイルは傾斜磁場コイルよりも半径が小さい
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  29. 【請求項２９】 前記請求項２７に記載の磁気共鳴イメ
    ージング方法において、傾斜磁場磁束検出コイル、前記
    傾斜磁場コイル及びうず電流磁束の間の相互インダクタ
    ンスをバランスさせ、磁束検出コイルの電気出力を更正
    して、磁気共鳴イメージングシステム内で実際に発生さ
    れる正味の傾斜磁場磁束をよりよく表すようにするよう
    に、傾斜磁場磁束検出コイルの配置を調整する磁気共鳴
    イメージング方法。
  30. 【請求項３０】 前記請求項２４に記載の磁気共鳴イメ
    ージング方法において、対応する傾斜磁束検出コイルと
    実時間クローズドループフィードバック制御回路を用い
    て複数の傾斜磁場コイルをそれぞれ制御するようにした
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  31. 【請求項３１】 静止磁場を発生するメイン磁石と、供
    給された磁束要求信号に応答して前記静止磁場の上に予
    め決められた軸に沿って傾斜磁場を重畳する少なくとも
    一つの電磁傾斜磁場コイルとを用いた磁気共鳴イメージ
    ング方法において、 前記傾斜磁場コイルの磁束を検出してそれに対応するア
    ナログ検出磁束信号を発生し、 前記アナログ検出信号を対応するディジタル検出磁束信
    号に変換し、 前記ディジタル検出磁束信号とディジタル磁束要求信号
    を比較して、前記磁束要求に対応した傾斜磁場磁束を発
    生するように同傾斜磁場コイルに供給されるべき瞬間電
    流の大きさを表すディジタル出力信号を発生し、 前記ディジタル出力信号に応答して前記傾斜磁場コイル
    に接続されたスイッチング電流源を制御するようにした
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
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