JPH0678895A - 補助挿入傾斜磁場コイルを用いて強い補助傾斜磁場パルスを発生させる磁気共鳴イメージング - Google Patents

補助挿入傾斜磁場コイルを用いて強い補助傾斜磁場パルスを発生させる磁気共鳴イメージング

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JPH0678895A
JPH0678895A JP5025252A JP2525293A JPH0678895A JP H0678895 A JPH0678895 A JP H0678895A JP 5025252 A JP5025252 A JP 5025252A JP 2525293 A JP2525293 A JP 2525293A JP H0678895 A JPH0678895 A JP H0678895A
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magnetic field
resonance imaging
magnetic resonance
coil
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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
Hector E Avram
イー． エイブラム ヘクター
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University of California
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    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • 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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Abstract

(57)【要約】 （修正有） 【構成】 補助挿入ＭＲＩ傾斜磁場コイル１２を用い
て、ＭＲＩシーケンス中に強い補助傾斜磁場パルスを発
生させる。 【効果】 補助傾斜磁場コイルの寸法はかなり小さくす
ることが可能であり、従って均一性、線形性、及び／又
は再現性は標準ＭＲＩ傾斜磁場コイルより減少するが、
通常のＭＲＩ傾斜磁場コイルと補助傾斜磁場コイルの同
時調和的使用は、ある種の用途においては、ＭＲＩシス
テムの性能を著しく高める。そのような補助傾斜磁場コ
イルの用途の可能性としては、例えばＭＲＩスピンエコ
ーサブシーケンス間のスポイラーパルス、拡散ＭＲＩ研
究における拡散傾斜磁場パルスとして、あるいはエコー
プラナーイメージングにおける連続傾斜磁場エコー形成
用の振動傾斜磁場がある。

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、核磁気共
鳴（以下、ＮＭＲという）現象を利用した磁気共鳴イメ
ージング（以下、ＭＲＩという）に関する。特に、この
発明は、通常のＭＲＩデータ収集シーケンス中に、ＭＲ
Ｉシステムに含まれる通常の傾斜磁場コイルと共に強い
補助傾斜磁場パルスを発生するようにドライブされる補
助傾斜磁場コイルを組み込んだ改良されたＭＲＩシステ
ムに関する。
【０００２】
【発明の背景】ＭＲＩは、今日では、生体組織の内部構
造に関する診断情報を収集するためのよく知られかつ市
販されている無侵襲（ノンインベーシブ）な手順であ
る。ごく簡単に言えば、ＮＭＲ核（すなわち人体の水素
原子核の大部分）は、通常、強い重ね合わされた静的か
つ均一な磁場Ｂo により整列する。ＮＭＲ ＲＦニュー
テーション（章動）パルス及び傾斜磁場パルスを予め決
めたシーケンスで、選択した期間、選択した方向に掛け
ることにより（例えば、磁場Ｂo 内にて通常の直交座標
ｘ，ｙ，ｚ方向に沿って過渡的な傾斜磁場を選択的にも
たらせると）、これらの核の一部は所定の態様で撹乱さ
れ静止方向からそれる。それらの核が磁場Ｂo によって
静止方向に戻る際に、それらは公知の方法で検知され、
デジタル化され、かつ処理されて予め決められたイメー
ジボリューム内における（例えば、生体組織の選ばれた
平面の「スライス」ボリュームに沿った）ＮＭＲ核の分
布を表す視覚イメージを形成する特徴のある空間的にエ
ンコードされたＲＦ信号を発する。
【０００３】従来の市販のＭＲＩシステムの中では、Ｍ
ＲＩの実施のために異なるジオメトリ（寸法形状的関
係）及び座標系が用いられる。例えば、普通に用いられ
る一つの構成はソレノイド状の極低温超電導電磁石を用
いて、均一な公称静止磁場Ｂoをソレノイドのボア内に
中心を置くｚ軸に沿って形成する。他の構成は、イメー
ジボリュームの上下に配置した拡大された極片の間に並
べた永久磁石と磁気回路ヨークを用いている。そのよう
なポールボディーＭＲＩシステムにおいては、主磁石及
び関連する傾斜磁場コイルの寸法はいくつかの理由のた
めに比較的大規模な幾何図形的配列（ジオメトリー）を
用いている。まず第一の理由は、このシステムは人間の
体（少なくとも撮影される人間の体の一部）を収容する
のに十分な大きさでなければならない。しかし、多分更
に重要なことは、イメージボリューム内にて必要される
均一性、線形性及び／又は再現性を得るために、イメー
ジボリュームの占める部分は当該構造の占める全ボリュ
ームの比較的小さく限られた部分でなければならない。
残念ながら、そのような比較的大きな寸法は、傾斜磁場
コイルのインダクタンス（及び抵抗）を大きくし、その
結果そのようなコイルの時間応答性を自ら制限してしま
う。比較的離れたイメージボリューム内にそれによって
生成される達成可能な磁場強度も、所定のドライブ電流
の大きさのためにそれによって自ら制限される。イメー
ジボリュームに極めて接近して置かれたより小さな寸法
の傾斜磁場コイルがある用途のために非常に有用である
ことは多くの人々によって認められている。例えば、下
記文献に示されている。
【０００４】１．クルックス（Crooks） 他による、"エ
コープラナー小児科用イメージャー（Echo-planar Pedi
atric Imager）", Radiology, 1988年版; 166巻, No.1,
157-163頁、 ２．レーマー（Roemer）他による、"高速イメージング
用ハイスピード、強磁場、平面傾斜磁場アッセンブリ
（High Speed, High Field, Planar Surface Gradient
Assembly for Fast Imaging）", SMRM, 1988年版; 134
頁、 ３．イー（Yi）他による、"高解像度ＮＭＲイメージン
グ用３チャンネル表面傾斜磁場コイル（Three Channel
Surface Gradient Coil for High Resolution NMR Imag
ing）", SMRM, 1990年版, 201頁、 及び ４．ハジナル（Hajnal）他による、"脳の異方性拡散研
究用挿入傾斜磁場コイルユニット（An Insert Gradient
Coil Unit for Anisotropic Diffusions Studies of t
he Brain）", JMRI, 1巻, No.2, March/April 1991, 20
9頁。
【０００５】これらのアプローチのうちで、クルックス
（Crooks）等、イー（Yi）等及びハジナル（Hajnal）に
よるものはすべて、寸法は小さいが完全な１セットにな
った３個の傾斜磁場コイルを提供しているようであり、
それらは単独かつ市販のＭＲＩシステムに見られる大型
の傾斜磁場コイルのセットに代えて使用されるべきであ
る。レーマー（Roemer）等によるものは、ｙ次元内にて
表面傾斜磁場コイルを代用しているようであるが、単一
ＭＲＩデータ収集シーケンス中に、そのような補助傾斜
磁場コイルを他の寸法の大きな標準傾斜磁場コイルから
の同じ方向の傾斜磁場パルスと関連して用いることを示
唆していない。また、レーマー（Roemer）等によるもの
は、特に他のＭＲＩシステムコンポーネントの水平磁場
と干渉しないような方向に向けられた１個の平面状の
（すなわちフラットな）表面傾斜磁場コイル構造を教示
しているに過ぎない。
【０００６】多くのＭＲＩの用途においては、たとえ均
一性及び／又は線形性及び／又は再現性を低下させて
も、強い傾斜磁場パルスが望まれる。我々は今、通常の
ＭＲＩデータ収集シーケンス中に、ＭＲＩシステムの通
常の大きな寸法の傾斜磁場コイルとともに小さな寸法の
傾斜磁場コイルを使用すれば、他の方法で予測されるよ
りも低いコストで運転を改善することが可能であること
を発見した。例えば、比較的小さな寸法の補助傾斜磁場
挿入コイルを標準的ＭＲＩシステムとともに使用して、
別途既存の傾斜磁場コイルにパルスによって高い傾斜磁
場マグニチュードを生成させる試みをしたと仮定した場
合よりもはるかに低いコストで強い傾斜磁場パルスを提
供することができる。典型的には、通常のイメージング
シーケンスは既存のＭＲＩシステムの傾斜磁場コイルで
行われ、小さな径の傾斜磁場コイルは同じＭＲＩシーケ
ンス内において臨界点における比較的強い傾斜磁場パル
スを提供する。
【０００７】例えば、比較的強い傾斜磁場パルスを用い
てＮＭＲシーケンス内の特定の時点におけるＮＭＲ核の
望ましくない位相干渉を打ち消すことができる。同様に
強い傾斜磁場パルスをＭＲＩ拡散研究に拡散傾斜磁場パ
ルスとして用いることができる。
【０００８】傾斜磁場ドライブ電力所要量は所望の傾斜
磁場の大きさの２乗とコイルの直径の４ないし５乗に比
例して増加し、電力（及び線形性及び再現性の諸仕様）
が、適切な傾斜磁場ドライブアンプのコストを著しく引
き上げるので、所定の傾斜磁場の大きさを再現するため
に必要な電力を低減することが極めて重要である。我々
は、所望の強い傾斜磁場を生成するように特別に改造さ
れた追加の（即ち第四の）挿入傾斜磁場コイルを用いる
ことにより、ＭＲＩシーケンス中の適当な時刻にそのよ
うな補助傾斜磁場パルスを生成させることができること
を発見した。そのようにすることにより、通常のイメー
ジング傾斜磁場に既に用いられている既存の傾斜磁場ド
ライブチャンネル（これは均一性、線形性、及び再現性
の厳しい仕様を満足させるために通常の大径を有する）
に対するドライブ電力の引き上げの必要性を回避するこ
とができる。あるいはまた、本発明の小径の補助傾斜磁
場挿入コイルとともに専用の比較的低価格の傾斜磁場ド
ライブ電源を用いることもできる。
【０００９】
【発明の概要】上述のように、通常の市販のＭＲＩシス
テムは、ＭＲイメージングシーケンス中、ｘ，ｙ，ｚの
各方向に沿ってイメージボリューム内に実質的に均一な
傾斜磁場パルスを発生するようにドライブされる３個の
傾斜磁場コイルを有している。本発明は、模範的な実施
例において、同じＭＲイメージングシーケンス中、同じ
イメージボリューム内にそのような諸方向のうちの少な
くとも一つの方向に沿って補助傾斜磁場パルスを発生す
るようにドライブされる追加の傾斜磁場コイルを更に含
めることによって改良を行っている。一つの好ましい実
施例においては、補助コイルは円筒形であり、通常のＭ
ＲＩシステムの他の傾斜磁場コイルからそれを磁気的に
デカップリングするための自己シールド巻線を有する。
典型的には、補助傾斜磁場コイルは、通常のＭＲＩシス
テムの傾斜磁場コイルによって各方向に別途生成される
大きさ傾斜磁場よりも実質的に大きな傾斜磁場をイメー
ジボリューム内に生成する。
【００１０】「円筒形」という用語は本文全体を通じて
包括的な意味で使われており、真円形の円筒のみならず
非円形断面を有する円筒をも包含するあらゆる円筒形状
を含んでいる。
【００１１】望ましい模範的な実施例においては補助コ
イル用に分離された低価格の傾斜磁場ドライバを用いて
いるが、従来から与えられている３個の傾斜磁場コイル
ドライバのうちの一つをその出力に制御可能な多重スイ
ッチを用いることによって時分割使用して、通常のＭＲ
Ｉシステムの傾斜磁場コイル又は補助傾斜磁場コイルの
うちのいずれか一つを選択的にドライブすることも可能
である。
【００１２】この模範的な実施例においては、補助傾斜
磁場コイルを用いて繰り返されるＭＲＩのサブシーケン
スの間に傾斜磁場のスポイラーパルスを発生させて、そ
のようなサブシーケンスの間の残留位相干渉を減少させ
ることもできる。あるいはまた、補助コイルを用いてエ
コープラナーＭＲＩシーケンス中に読み取り領域におい
て強い補助傾斜磁場パルスを発生させることも可能であ
る（但し、この模範的な実施例においては読み取り方向
は通常の方向から変更されている）。さらにまた、本発
明の補助コイルを用いて、ＭＲＩ拡散イメージングシー
ケンスにおけるＮＭＲ位相反転パルスを跨ぐ(bracket)
対になった強い傾斜磁場パルスを発生させることも可能
である。
【００１３】これらばかりか本発明の他の目的及び利点
は、添付の図面を参照しつつ下記の模範的な実施例の詳
細な説明により完全に理解されるでしょう。
【００１４】
【実施例】図１は本発明の典型的な実施例による傾斜磁
場コイルを用いたＭＲＩシステムを概略的に示してい
る。当業者であれば理解できるように、図１の描写は本
発明の重要な特徴を不明瞭にしない程度に極めて概略的
に描かれていて非常な複雑さを排除してある。
【００１５】そのような典型的なＭＲＩシステムにおい
ては、静止している均一な静止磁場（バックグランド磁
場又は主磁場）Ｂoはソレノイド状電磁石（極低温の超
伝導電磁石）で構成した主磁石１０によって生成され
る。また、典型的には、１セットになった３個の傾斜磁
場コイル１２が主磁場内にて３個の互いに直交する座標
方向ｘ，ｙ，ｚのそれぞれに沿って傾斜磁場を生成する
ために用いられる（例えば一対のマクスウェル（Maxwel
l）コイルを用いてｚ方向に一つの傾斜磁場を生成し、
互いに９０゜回転した一対のサドル（saddle）コイルを
用いてｘ及びｙ方向に沿って各傾斜磁場を生成する）。
ＲＦコイル１４は内部のイメージボリューム（例えば患
者の頭１６を含んでいる）にしっかりと結合されて、イ
メージボリュームへＮＭＲ ＲＦ信号を送信しかつ同ボ
リュームからのＮＭＲ ＲＦ信号を受信する。
【００１６】ＲＦコイル１４は（又はある用途において
は分離された送信及び受信ＲＦコイルは）、当業者によ
って理解されるように、適当な送信及び受信ＲＦ回路１
８に接続されている。各傾斜磁場コイル１２は通常のＧ
x，Ｇy，Ｇz 傾斜磁場ドライバ２０，２２，２４により
個々にドライブされる。傾斜磁場ドライバ及びＲＦ送受
信動作のシーケンシングは、典型的には予めプログラム
されたシーケンスコントローラ２６によって制御され、
一方このコントローラ２６はコンソール２８を介した人
間であるオペレータ及び典型的なＭＲＩシステムの残り
の部分（例えば、イメージ化されるボリュームからのＲ
Ｆ信号応答を受取って、それらを最終的に医学的診断目
的のために表示され、写真撮影され、又は別途記録され
得る適当な視覚イメージに変換するプロセッサ３０）の
制御下にある。
【００１７】図１にて説明されている従来のＭＲＩシス
テムのコンポーネントに加えて、図１に示した本発明の
模範的な実施例はアウターシールド巻線３４を有する補
助傾斜磁場コイル３２も備えている。この模範的な実施
例においては、自己シールドされた補助傾斜磁場コイル
３２は、低価格のドライブ回路３６により選択的かつ制
御可能にドライブされる。すなわち、シーケンスコント
ローラ２６は、所定のＭＲＩシーケンス内の所望のログ
ラム可能ないずれの時刻においても、選択された電流ド
ライブの大きさ及び継続時間の補助傾斜磁場パルスを発
生するために補助傾斜磁場コイル３２を作動させること
ができる。
【００１８】あるいはまた、従来から既存のドライバ２
０、２２、２４を用いて、アウターシールド巻線３４付
きの補助傾斜磁場コイル３２を、その出力端に付けた適
当に制御された多重スイッチを介してドライブすること
もできる。このようにしてシーケンスコントローラ２６
は、特定のドライバが補助コイルの巻線又はその各々関
連する従来の傾斜磁場コイルの巻線のいずれを励起する
かを選択的に選ぶことができる。もちろん、この変形例
において、関連するドライバは、補助傾斜磁場コイルの
巻線とその別途関連する従来の傾斜磁場コイルの巻線の
両方を同時にドライブすることはできない。しかし、傾
斜磁場ドライバ出力の適切な多重された制御により、ア
ウターシールド巻線３４付きの補助傾斜磁場コイル３２
に所定のＭＲＩシーケンス内の選択した時刻において適
当にパルスを与えることができ、その一方、別の時刻に
同じドライバを用いて他の従来の傾斜磁場コイルに適当
にパルスを与えることができる。
【００１９】模範的な補助傾斜磁場コイル３２及びそれ
に含められた補助シールド巻線３４は、図２にて比較的
詳細にそれらの断面が概略的に示されている。図２は模
範的な補助傾斜磁場コイル３２をその円筒の軸を通る面
により切断して示している。示された例は、たまたま真
円形である。図２に示した寸法は、０．３５テスラの磁
場Ｂo の位置に関連して用いる補助傾斜磁場コイルに適
していることが判明している。図１に示したように、典
型的には、図２の円筒形コイルは適当なＲＦコイル（例
えば、直交位相検波ヘッドコイル）のすぐ外側に位置し
ている。当業者であれば理解できるように、直列に接続
されている補助コイルシールド巻線３４は、補助コイル
シールド巻線３４の外側に補助傾斜磁場コイル巻線３２
によって生成する磁場とは逆の磁場を生成するように卷
かれている。このようにして、補助傾斜磁場コイルにパ
ルスが与えられると、主傾斜磁場コイルに対するカップ
リングはほとんど又は全くない。当業者ならば理解でき
るように、自己シールドされる適当なマクスウェルコイ
ルの設計自体はよく知られている。
【００２０】模範的な補助傾斜磁場コイルに用いられる
個々のワイヤは、断面が約０．１インチ×０．２インチ
（すなわち、約０．２５ｃｍ×０．５１ｃｍ）の方形で
ある。そのようなワイヤに隣接する巻線は当然互いに適
切に絶縁されている。この補助傾斜磁場コイル３２は
（マクスウェル接続された）一対の一次巻線を含み、こ
れは軸４０に対して円筒形に配置され、かつ垂直中心面
４２に対して対称に置かれている。そのような一次巻線
の各々は、一層当り６巻きで４層の銅線を有する。平均
半径及び各コイル離間寸法は図２の模範的な実施例に示
されている。自己シールド巻線３４は、所望の自己シー
ルド機能を成し遂げるように大きな半径で適当な間隔を
あけて配置された３４巻きを有する。例えば、図２に示
された模範的な実施例においては、中心面４２の一方の
側に置かれた１７個の巻線の中心面から各対称距離は、
それぞれ約5.3, 8.2, 9.6, 10.5, 11.2, 11.7, 12.2, 1
2.7,13.2, 13.7, 14.2, 14.7, 15.3, 16.1, 17.2, 19.
0, 19.5 cmである。
【００２１】図３の最初の５本の線は標準スピンエコー
ＭＲＩサブシーケンスを示す。この場合、選択されたス
ライスボリューム内にてＮＭＲ核を初期にニューテート
（章動）するように、９０゜パルスがスライス選択のＧ
z 傾斜磁場中に適用される。その後、ｙ次元における空
間エンコーディングを実現するように、選択された大き
さと極性の位相エンコーディングＧy 傾斜磁場が適用さ
れる。この中間時間インターバル中に、種々の従来のエ
ラー修正傾斜磁場パルスをＧz及びＧx次元内にて用いる
こともできる。それから、（「等時間の規則」に従っ
て）スピンエコーＲＦ出力が創られる前に、１８０゜
（すなわち位相反転）ＲＦニューテーションパルスが適
用される（スライス選択のＧz 傾斜磁場パルス中に再
度）。ｘ次元における空間エンコーディングはスピンエ
コーＲＦ出力の発生中にＧx 傾斜磁場パルスを適用する
ことにより生み出され、そして通常のＭＲＩシステムの
ＲＦ回路により検出されかつサンプリングされる。特
に、サブスタンダードのマルチスライスＭＲＩシーケン
スにおける短かめのＴＲインターバル（繰り返し時間）
にとっては、全サブシーケンスが同一又は異なるスライ
スボリュームために急速連続に繰り返される前に、（図
３に示したように）各サブシーケンスの終わりに残留位
相干渉を除去（スポイル）することが望まれている。本
発明の模範的な補助傾斜磁場コイルは、ｚ軸方向に非常
に強くかつ速い補助傾斜磁場を加えることができる（例
えば１ミリ秒程度の時間で６ガウス／ｃｍ程度の大きさ
も成し遂げられる）が、その一方、発生する渦電流は
（自己シールドされているために）無視できる程小さ
い。図３に示されているような典型的なスポイラーパル
スでは、（例えばサブシーケンスを約１００ないし１５
０ミリ秒と見なして）最大強度を６ガウス／ｃｍ、持続
時間を１０ミリ秒のオーダーとすることができる。
【００２２】図４は補助傾斜磁場コイルの別の応用を示
している。この場合は、一つの典型的な拡散研究におい
て、標準ＭＲＩシーケンスを用いて一つのイメージを形
成し、それから（例えば拡散傾斜磁場パルスを用いて）
修正ＭＲＩシーケンスを用いて同じボリュームの比較イ
メージを得る。図４に示したように、拡散傾斜磁場パル
スＡ及びＢは典型的な修正スピンエコーＭＲＩシーケン
スにおいて１８０゜ニューテーションパルスを跨いで
（bracket ）いる。２個のイメージを比較したとき拡散
流体が容易に確認できるよう、各拡散流体に対応する信
号を減衰させることが望ましい。補助傾斜磁場の大きさ
が約５ガウス／ｃｍであり、パルス持続時間はそれぞれ
に約１０ミリ秒、拡散パルスＡ，Ｂの間隔は３０ミリ秒
のオーダーであり、また対象組織内の流体が約０．６
ないし１．７×１０-5ｃｍ2／秒の拡散定数を有する典
型的な応用例においては、約５０％の減衰率が成し遂げ
られる。これらのパラメータは、特に典型的な頭部の形
状寸法及び組織内の血液の拡散の測定に適している。あ
る展望によっては大きいことと長いパルス持続時間の両
方が望ましいかも知れないが、長いパルス持続時間は信
号対ノイズ比の損失を包含するため、選択が可能な場合
には、比較的大きな補助傾斜磁場で比較的短いパルス持
続時間を用いることが目下のところ望ましい。
【００２３】図５は、本発明の補助傾斜磁場パルスコイ
ルための可能なエコープラナーＭＲＩの応用を示してい
る。この場合、初期の９０゜ニューテーションパルス
（Ｇxを介したスライス選択）に引き続いて連続した傾
斜磁場エコー(ＧＥ)を発生させるように、補助コイルか
ら得られる強い傾斜磁場が通常の振動様式で用いられ
る。これには（この模範的な実施例においては、読み取
り方向が通常のｘ軸方向からｚ軸方向に変更されたの
で）Ｇy を介したｙ次元における連続位相エンコーディ
ングを伴う。
【００２４】以上から解るように、通常のＭＲＩシーケ
ンス中にＭＲＩシステムに通常の大寸法の傾斜磁場コイ
ルと小寸法の補助傾斜磁場コイルの両方の使用を可能と
することにより、比較的少ない追加コストでＭＲＩシス
テムの性能を高める機会が多くなる。補助コイルを自己
シールドとすることにより、補助傾斜磁場コイルと通常
の傾斜磁場コイルとの間の相互インダクタンスは著しく
減少されかつ実質的に除去されて、傾斜磁場コイルのう
ちのいずれか一つにパルスを与えたとき、他の傾斜磁場
コイルに発生される逆起電力（バックＥＭＦ）がなくな
る。
【００２５】要するに、本発明の補助傾斜磁場コイル
は、多くの特殊な用途（例えばスポイリングパルス、高
速イメージングシーケンス、拡散研究など）ＫためにＭ
ＲＩシステムの改良された性能を提供する。これは拡散
イメージにおける信号対ノイズ比（Ｓ／Ｎ比）を改良す
るエコーに対するより短い時間（ＴＥ）を許容する。こ
れが信号対ノイズ比を改善する。これはまた、利用可能
な傾斜磁場の単位大きさ当りのコストを大幅に削減させ
ながらこれらの結果を成し遂げる。典型的な標準ＭＲＩ
システムの傾斜磁場コイルがイメージボリューム内にゼ
ロないし１ガウス／ｃｍの範囲にある大きさの傾斜磁場
を生成するのに対して、模範的な実施例はｚ軸次元に沿
って６ガウス／ｃｍ程度の大きさの補助傾斜磁場を生成
することができる。この補助傾斜磁場コイルは、標準的
な大きな直径の傾斜磁場コイル構造（例えば、傾斜磁場
内に所望とする程度の空間的均一性を得るために典型的
に用いられるような）でさえも得られない（スポイラ、
拡散パルス、高速イメージングなどのための）強くかつ
短い傾斜磁場パルスの可能性を提供する。この場合、
（１）傾斜磁場を空間的に較正（キャリブレート）す
る、又は（２）分配された一次コイル巻線３２を用いる
という二つの選択がある。本発明によって生成される補
助傾斜磁場は、典型的には標準の傾斜磁場コイル構造に
よって生成される傾斜磁場のように（非傾斜磁場次元に
おいて）空間的に均一でないが、そのような空間的な均
一性は通常のイメージング傾斜磁場パルスに関連しかつ
それに加えて用いられるような上述したような補助パル
スの用途においては必要とされない。そのような同時二
重傾斜磁場コイル運転（例えば、大小両方の直径の傾斜
磁場を用いる）は、相互インダクタンスを極力小さくす
ることによって（例えば上記の自己シールドコイル配置
によって）容易になる。
【００２６】以上から解るように、本発明を用いれば下
記のような相互に有利な点の組合せ（全てのサブコンビ
ネーションを含む）を実現することができる。
【００２７】・より小さなパワ−の傾斜磁場コイルドラ
イバを用いて所定の傾斜磁場の大きさを成し遂げ得る、
及び／又は ・所定の傾斜磁場コイルドライバを用いて、より増加さ
れる傾斜磁場の大きさを達成し得る、及び／又は ・所定の傾斜磁場コイルドライバを用いて、より短い過
渡的な立ち上がり時間を達成し得る。
【００２８】例えば、もし（非均一性が余り目立たない
場合に）スライス選択用にコイル挿入を用いれば、非常
に短い時間で５倍の強度の傾斜磁場の生成が可能であ
る。すなわち、例えば、もし通常のスライス選択サブシ
ーケンスが１０ｍｓのポジティブスライス選択傾斜磁場
パルスを含み、その後に大きさＧにて５ｍｓの位相補正
傾斜磁場パルスが続いていれば、本発明を用いて２ｍｓ
のポジティブスライス選択傾斜磁場パルス中に５Ｇの傾
斜磁場を生成させ、その後に１ｍｓの位相補正傾斜磁場
パルスを続かせる（それにより１５ｍｓのイベント（ev
ent） を３ｍｓに減らす）ことができる。
【００２９】以上、本発明の数少ない特定の典型的な実
施例のみを詳細に述べたに過ぎないが、当業者によれ
ば、本発明の斬新な特徴及び利点の多くをを保持したま
ま多くの変形や修正が成し得ることが容易に理解できる
であろう。したがって、全てのそのような変形や修正は
上記特許請求の範囲に記載した請求項の技術的範囲に入
るものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】 模範的な自己シールドされた円筒形補助傾斜
磁場コイル及びそれに関連する独立して制御可能な低価
格ドライブ回路を採用したＭＲＩシステムの概略図であ
る。
【図２】 図１の自己シールドされた補助傾斜磁場コイ
ルの概略断面図である。
【図３】 図１の補助コイルからの強い補助傾斜磁場パ
ルスがサブシーケンスの間にてスポイラとして利用され
ているＭＲＩシーケンスの概略図である。
【図４】 図１の補助傾斜磁場コイルがＭＲＩによる組
織拡散の研究に有用な拡散傾斜磁場パルスの対を発生さ
せるために利用されているＭＲＩシーケンスの概略図で
ある。
【図５】 図１の補助傾斜磁場コイルを用いて連続する
傾斜磁場エコーを誘導するエコープラナーＭＲＩシーケ
ンスの概略図である。
【符号の説明】
１０…主磁石、１２…傾斜磁場コイル、１４…ＲＦコイ
ル、１８…送信及び受信ＲＦ回路、２０…Ｇx傾斜磁場
ドライバ、２２…Ｇy傾斜磁場ドライバ、２４…Ｇz傾斜
磁場ドライバ、２６…シーケンスコントローラ、３０…
ＭＲＩシステムプロセッサ、３２…補助傾斜磁場コイ
ル、３４…アウターシールド巻線、３６…補助傾斜磁場
ドライバ。
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 8203−2Ｇ Ｇ０１Ｒ 33/22 Ｎ (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 ヘクター イー． エイブラム アメリカ合衆国 カリフォルニア州 94404 フォスターシティ プリマスレー ン 625

Claims (31)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 磁気共鳴イメージングシーケンス中に複
    数の異なった方向に沿ってイメージボリューム内に実質
    的に均一に線形な傾斜磁場パルスを発生するようにドラ
    イブされる複数の第一の傾斜磁場コイルを有する磁気共
    鳴イメージングシステムにおいて、前記磁気共鳴イメー
    ジング中に前記イメージボリューム内の前記各方向のう
    ちの少なくとも一つの方向に沿って補助傾斜磁場パルス
    を発生するようにドライブされる更に一つの追加の傾斜
    磁場コイルを備え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】 前記請求項１に記載の磁気共鳴イメージ
    ングシステムにおいて、前記複数の第一の傾斜磁場コイ
    ルは、互いに直角なｘ，ｙ及びｚ方向に沿って前記イメ
    ージボリューム内に実質的に線形な傾斜磁場を生成する
    ３個の傾斜磁場コイルから成る。
  3. 【請求項３】 前記請求項１に記載の磁気共鳴イメージ
    ングシステムにおいて、前記追加の傾斜磁場コイルは前
    記イメージボリューム内に実質的に線形でない傾斜磁場
    を生成する。
  4. 【請求項４】 前記請求項１に記載の磁気共鳴イメージ
    ングシステムにおいて、前記追加の傾斜磁場コイルは前
    記第一の傾斜磁場コイルのうちの一つが各傾斜磁場生成
    方向に沿って別途生成する傾斜磁場よりも実質的に大き
    な傾斜磁場を生成する。
  5. 【請求項５】 前記請求項１に記載の磁気共鳴イメージ
    ングシステムにおいて、前記追加の傾斜磁場コイルは前
    記第一の傾斜磁場コイルのうちの一つが各傾斜磁場生成
    方向に沿って別途生成するよりも短い立ち上がり時間を
    有する傾斜磁場を生成する。
  6. 【請求項６】 前記請求項１に記載の磁気共鳴イメージ
    ングシステムにおいて、前記追加の傾斜磁場コイルは前
    記第一の傾斜磁場コイルのいずれの一つをドライブする
    のに用いられるよりも小さな電流源によってドライブさ
    れる。
  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、前記追加の傾斜磁場コイルは前
    記第一の傾斜磁場コイルのうちの一つが各傾斜磁場生成
    方向に沿って別途生成する傾斜磁場よりも実質的に大き
    な傾斜磁場を生成する。
  8. 【請求項８】 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、前記追加の傾斜磁場コイルは前
    記第一の傾斜磁場コイルのうちの一つが各傾斜磁場生成
    方向に沿って別途生成するよりも短い立ち上がり時間を
    有する傾斜磁場を生成する。
  9. 【請求項９】 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、前記追加の傾斜磁場コイルは前
    記第一の傾斜磁場コイルのいずれの一つをドライブする
    のに用いられるよりも小さな電流源によってドライブさ
    れる。
  10. 【請求項１０】 前記請求項１に記載の磁気共鳴イメー
    ジングシステムにおいて、前記すべての傾斜磁場コイル
    は円筒形であり、前記追加の傾斜磁場コイルの最大断面
    寸法はそれ以外の第一傾斜磁場コイルの最大断面寸法よ
    り実質的に小さい。
  11. 【請求項１１】 前記請求項１に記載の磁気共鳴イメー
    ジングシステムにおいて、前記追加の傾斜磁場コイルの
    寸法はそれ以外の前記第一の傾斜磁場コイルの寸法より
    小さく、かつ前記追加の傾斜磁場コイルは選択された磁
    気共鳴イメージングシーケンスにて用いるため前記第一
    のコイル内に選択的に挿入され、あるいは磁気共鳴イメ
    ージングシステムから選択的に除去される。
  12. 【請求項１２】 前記請求項１に記載の磁気共鳴イメー
    ジングシステムは、更に前記追加の傾斜磁場コイル用の
    ドライバも含む各傾斜磁場コイル用の独立して制御され
    る傾斜磁場ドライバを備えている。
  13. 【請求項１３】 前記請求項１に記載の磁気共鳴イメー
    ジングシステムにおいて、前記複数の傾斜磁場コイルは
    独立して制御されるドライブ回路によってドライブさ
    れ、更に前記ドライブ回路の少なくとも一つの出力を選
    択的に接続して前記追加の傾斜磁場コイルをドライブす
    る少なくとも一つの制御可能な多重スイッチを備えてい
    る。
  14. 【請求項１４】 前記請求項１に記載の磁気共鳴イメー
    ジングシステムにおいて、前記追加の傾斜磁場コイル
    は、繰り返し行われる磁気共鳴イメージングシーケンス
    の間に傾斜磁場のスポイラーパルスを発生するためにド
    ライブされて、そのようなサブシーケンスの間の残留核
    磁気共鳴の位相干渉を減少させる。
  15. 【請求項１５】 前記請求項１に記載の磁気共鳴イメー
    ジングシステムにおいて、前記追加の傾斜磁場コイル
    は、エコープラナー磁気共鳴イメージングシーケンス中
    にドライブされて読み取り領域内に補助傾斜磁場パルス
    を発生する。
  16. 【請求項１６】 前記請求項１に記載の磁気共鳴イメー
    ジングシステムにおいて、前記追加の傾斜磁場コイル
    は、ドライブされて磁気共鳴拡散イメージングシーケン
    スにおける核磁気共鳴位相反転パルスを跨ぐ対になった
    傾斜磁場パルスを発生する。
  17. 【請求項１７】 前記請求項１に記載の磁気共鳴イメー
    ジングシステムにおいて、前記追加の傾斜磁場コイル
    は、同コイルを残りの第一傾斜磁場コイルから磁気的に
    デカップリングするために自己シールド巻線を有する。
  18. 【請求項１８】 イメージボリューム内でｚ軸方向に実
    質的に均一な静止バックグラウンド磁場を生成する主磁
    石と、 各々がイメージボリューム内で３本の直交軸ｘ，ｙ，ｚ
    のそれぞれに沿ってバックグラウンド磁場内に実質的に
    均一に線形な傾斜磁場を生成することのできる１セット
    になった３個の傾斜磁場コイルＧx，Ｇy，Ｇzと、 バックグラウンド磁場内にてイメージボリューム内の前
    記ｘ，ｙ，ｚ軸方向の少なくとも一方向に沿って、傾斜
    磁場コイルＧx，Ｇy，Ｇzが生成する傾斜磁場より大き
    くかつ線形性のより不均一な補助傾斜磁場を生成するこ
    とのできる補助傾斜磁場コイルＧaと、 磁気共鳴イメージングを創成するためにデータを収集す
    る単一の磁気共鳴イメージングシーケンス中に４個の傾
    斜磁場コイルＧx，Ｇy，Ｇz，Ｇaの各々を選択的にドラ
    イブする傾斜磁場コイルドライバ手段ととを備えた磁気
    共鳴イメージングシステム。
  19. 【請求項１９】 前記請求項１８に記載の磁気共鳴イメ
    ージングシステムにおいて、前記補助傾斜磁場コイルＧ
    aは、他の３個の傾斜磁場コイルＧx，Ｇy，Ｇzのいずれ
    との磁気的なカップリングをも減少させるための自己シ
    ールド巻線を有する。
  20. 【請求項２０】 前記請求項１８に記載の磁気共鳴イメ
    ージングシステムにおいて、前記すべての傾斜磁場コイ
    ルＧx，Ｇy，Ｇz，Ｇaは円筒形であって、前記コイルＧ
    x，Ｇy，Ｇzの最大断面寸法は前記コイルＧaの最大断面
    寸法より実質的に大きい。
  21. 【請求項２１】 前記請求項１８に記載の磁気共鳴イメ
    ージングシステムにおいて、前記傾斜磁場コイルドライ
    ブ手段は４個の個別傾斜磁場コイルドライブアンプを備
    えている。
  22. 【請求項２２】 前記請求項１８に記載の磁気共鳴イメ
    ージングシステムにおいて、前記傾斜磁場コイルドライ
    ブ手段は３個の個別傾斜磁場コイルドライブアンプと、
    対応するアンプ出力を前記コイルＧx，Ｇy，Ｇz のいず
    れかに、あるいは前記補助コイルＧaに選択的に向ける
    ための少なくとも１個の多重出力操向スイッチを備えて
    いる。
  23. 【請求項２３】 磁気共鳴イメージングシーケンス中に
    異なる複数の方向に沿ったイメージボリューム内に実質
    的に均一に線形な傾斜磁場パルスを発生するようにドラ
    イブされる複数の第一傾斜磁場コイルを用いた磁気共鳴
    イメージング方法において、 追加の傾斜磁場コイルをドライブして前記磁気共鳴イメ
    ージングシーケンス中に前記イメージボリューム内の前
    記方向の少なくとも一つに沿って補助磁気パルスを発生
    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。
  24. 【請求項２４】 前記請求項２３に記載の磁気共鳴イメ
    ージング方法において、前記追加の傾斜磁場コイルはド
    ライブされて、前記第一傾斜磁場コイルのうちの一つに
    よる各傾斜磁場生成方向に沿って別途生成される傾斜磁
    場より実質的に大きな傾斜磁場を生成する。
  25. 【請求項２５】 前記請求項２３に記載の磁気共鳴イメ
    ージング方法において、前記複数の傾斜磁場コイルの各
    々は独立制御されるドライブ回路によってドライブさ
    れ、前記ドライブ回路の少なくとも一つの出力は選択的
    に指定されて前記追加の傾斜磁場コイルをドライブす
    る。
  26. 【請求項２６】 前記請求項２３に記載の磁気共鳴イメ
    ージング方法において、前記追加の傾斜磁場コイルは、
    繰り返し行われる磁気共鳴イメージングシーケンスの間
    に傾斜磁場のスポイラーパルスを発生するようにドライ
    ブされて、そのようなサブシーケンスの間の残留核磁気
    共鳴位相干渉を減少させる。
  27. 【請求項２７】 前記請求項２３に記載の磁気共鳴イメ
    ージング方法において、前記追加の傾斜磁場コイルは、
    エコープラナー磁気共鳴イメージングシーケンス中にド
    ライブされて読み取り領域内に補助傾斜磁場パルスを発
    生する。
  28. 【請求項２８】 前記請求項２３に記載の磁気共鳴イメ
    ージング方法において、前記追加の傾斜磁場コイルはド
    ライブされて、磁気共鳴拡散イメージングシーケンスに
    おける核磁気共鳴位相反転パルスを跨ぐ対になった傾斜
    磁場パルスを発生する。
  29. 【請求項２９】 前記請求項２３に記載の磁気共鳴イメ
    ージング方法において、前記追加の傾斜磁場コイルは、
    それを残りの第一の傾斜磁場コイルから磁気的にデカッ
    プリングする自己シールド巻線を有する。
  30. 【請求項３０】 イメージボリューム内にてｚ軸方向に
    静的で実質的に均一なバックグラウンド磁場を生成し、 磁気共鳴イメージングシーケンス中の選択された時刻に
    前記イメージボリューム内にて直交する３軸ｘ，ｙ，ｚ
    の一つにそれぞれに沿ったバックグラウンド磁場内に実
    質的に均一に線形な補助傾斜磁場を生成し、 前記と同じ磁気共鳴イメージングシーケンス中の選択さ
    れた時刻に、前記イメージボリューム内にて前記軸ｘ，
    ｙ，ｚの少なくとも一つに沿ったバックグラウンド磁場
    内に、前記イメージボリューム内に別途形成された傾斜
    磁場よりも大きくかつ線形性の不均一な補助傾斜磁場を
    生成するようにした磁気共鳴イメージング方法。
  31. 【請求項３１】 前記請求項３０に記載の磁気共鳴イメ
    ージング方法において、前記補助傾斜磁場コイルは自己
    シールドされて、他の傾斜磁場コイルのいずれとの磁気
    的なカップリングを減少させる。
JP5025252A 1992-02-19 1993-02-15 補助挿入傾斜磁場コイルを用いて強い補助傾斜磁場パルスを発生させる磁気共鳴イメージング Pending JPH0678895A (ja)

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