JP2000157509A - Ｍｒｉシステムの較正方法、ｍｒｉシステム及びリセット勾配発生方法 - Google Patents

Ｍｒｉシステムの較正方法、ｍｒｉシステム及びリセット勾配発生方法

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JP2000157509A
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pulse
gradient waveform
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ジンフェイ・マ
Xiaohong Zhou
ザオホン・ゾウ
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グレーム・コリン・マッキンノン
Geoffrey S Sobering
ジェオフリ・エス・ソーベリング
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 画像アーティファクトを減少させるようにＭ
ＲＩシステムの残留磁気を減少させる。 【解決手段】 本発明のＭＲＩシステムは、残留磁気に
起因する摂動についてイメージング勾配波形を補償する
勾配補償システム（１２９）を含んでいる。停滞成分及
び過渡成分の両方を測定する較正処理（図１２）が実行
されて、補償データを形成して記憶する。ＭＲＩシステ
ムによる後での利用のために、補償データをルックアッ
プ・テーブルに記憶させてもよいし、又は補償データに
対して多項式をフィットさせてもよい。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明の分野は、核磁気共鳴
イメージング方法及びシステムである。より具体的に
は、本発明は、ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）システ
ムにおいて磁場勾配によって生ずる残留磁気を補償する
ことに関する。
【０００２】
【従来の技術】人体組織のような物体が一様の磁場（分
極磁場Ｂ0 ）にさらされると、組織内のスピンの個々の
磁気モーメントは、この分極磁場に沿って整列しようと
するが、各スピン固有のラーモア周波数でランダムな秩
序で分極磁場の周りを歳差運動する。物体すなわち組織
が、ｘ−ｙ平面内に存在すると共にラーモア周波数に近
い 周波数を持つ磁場（励起磁場Ｂ1 ）にさらされる
と、整列した正味の磁気モーメントＭz がｘ−ｙ平面に
向かって回転すなわち「傾斜」して、正味の横磁気モー
メントＭt を生成する。励起されたスピンによって信号
が発生され、この信号は励起信号Ｂ1 の停止後に受信し
て処理することにより画像を形成することができる。
【０００３】イメージング及び多くの局在化スペクトル
法の手法に対する磁気共鳴の応用は、特定の領域を選択
的に励起すると共にＮＭＲ（核磁気共鳴）信号内に空間
情報をエンコードする線形磁場勾配の利用に頼ってい
る。ＮＭＲ実験の際には、特定の選択された時間変化を
有する磁場勾配波形が用いられる。従って、理想的な磁
場勾配波形の適用から少しでも逸脱すると、画像歪み、
強度損失、ゴースト及び他のアーティファクトが導入さ
れるものと予測される。例えば、スライス選択磁場勾配
が１８０°パルスの前後で均衡していなければ、核スピ
ンの再位相合わせ(rephasing) が不完全になり、これに
伴って信号の損失が生ずる。この影響が、マルチ・エコ
ー（Carr-Purcell-Meiboom-Gill ）シーケンスにおける
後のスピン・エコー内に混入する。その上、勾配磁場が
ゼロであるべきときに（勾配パルスの終了後の残留磁気
に起因して）ゼロでないと、意図しない位相分散によっ
て、化学シフト・イメージング（ＣＳＩ）シーケンスに
おいてはスペクトルに歪みが生じ、またマルチ・エコー
・シーケンスにおいてはスピン−スピン緩和時間（Ｔ
2 ）の決定が不正確になる可能性がある。従って、当業
者は、時間につれて変化する磁場勾配が発生される精度
に特に注意を払っている。
【０００４】磁場勾配の発生時の歪みの一因は、勾配磁
場が、クライオスタット（磁石が超伝導設計を有する場
合）、シム・コイル系、又はＲＦコイルから勾配コイル
を減結合するのに用いられるＲＦシールド等の分極用磁
石内部の導電性構造に結合すると生じ得る。これら周囲
構造での電流の誘導は、渦電流として知られている。渦
電流によって、勾配コイルに対する台形電流パルスの印
加中及び印加後にそれぞれ、磁場勾配の指数的増大及び
減衰が典型的に観測される。
【０００５】米国特許第４，６９８，５９１号「磁場勾
配の渦電流補償の方法（A Method for Magnetic Field
Gradient Eddy Current Compensation）」では、勾配電
源内のアナログ・プリエンファシス・フィルタを用い
て、渦電流誘起の勾配磁場歪みを減少させるような態様
で、勾配コイルに印加される電流を成形する方法が開示
されている。上述のフィルタは、複数の指数減衰成分
と、システム較正中に設定されるべき調節自在のポテン
ショメータとを含んでいる。システム較正に先立って、
未補正の磁場勾配のインパルス応答を測定する測定手法
が用いられ、次いで、プリエンファシス・フィルタのポ
テンショメータ設定が算出される。このような手法が米
国特許第４，９５０，９９４号、同第４，６９８，５９
１号及び同第４，５９１，７８９号に記載されている。
【０００６】ところで、鉄心型永久磁石又は鉄心強化型
超伝導磁石においては、他の形式の勾配誘起による磁場
の摂動が存在する。この摂動は、ヒステリシスとして知
られており、十分に研究されてきておらず、一般化され
た補正法は完全には開発されていない。ヒステリシス現
象を理解するために、図２に示すバイポーラ勾配波形の
効果を考察する。そこで、鉄の磁化は図３に示す初期状
態８にあるものと仮定する。磁化の初期状態は、未磁化
の状態と定義されるが、この場合には、磁場が上昇した
後で且つ一切の勾配が印加される前の状態であり得る。
最初の傾斜の立ち上がり（図２に参照符号１０で示す）
の間に、勾配コイルの電流と共に、鉄心が経験する磁場
Ｈは次第に増大する。この結果、図３の曲線１１によっ
て示すように、磁気誘導ＢはＨと共に増大する。しかし
ながら、勾配が図２の参照番号１２においてゼロまで下
降するときには、磁気誘導Ｂはゼロに戻らない。その代
わりに、磁気誘導Ｂの磁場への依存は、他の曲線１４に
よって特徴付けられる。この現象は、ヒステリシスとし
て知られており、残留した磁気誘導（ΔＢ）は、レマネ
ンス（remanence ）すなわち残留磁気と呼ばれている。
勾配が図２の参照番号１６において負値まで更に下降す
ると、磁気誘導Ｂは曲線１８を辿る。その後の勾配の傾
斜２０によって、Ｈ対Ｂ曲線２２は、負の残留磁気（−
ΔＢ）で終了する。以後の勾配パルスは磁化をループ状
に変化させ、これはヒステリシス・ループとして知られ
ている。尚、ヒステリシス・ループの具体的な形状は、
ＭＲＩシステムの構造に依存すること、及びヒステリシ
ス・ループは典型的には、彎曲した線から成ることが理
解されよう。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】以上の分析から、時間
依存性の磁場勾配パルスがイメージングに用いられると
きには、強磁性材料内に摂動磁場ΔＢが生じ得ることが
分かる。ヒステリシス効果が補償されなければ、多くの
画像アーティファクトが生じ得る。例えば、高速スピン
・エコー（ＦＳＥ）の位相エンコーディング勾配パルス
によって誘導される残留磁気は、ｋ空間データに不整合
な位相誤差を生じさせて、画像ボケ及びゴーストを生じ
させる可能性がある。
【０００８】この問題は、米国特許第５，７２９，１３
９号で扱われている。この従来特許で提案されている解
決法は、残留磁気によって生ずる位相誤差を補正するも
のである。これを実現する１０の特別な方法が提案され
ており、これらの方法のすべてが、具体的な規定された
パルス・シーケンスの勾配パルス波形に対する変更を要
求している。
【０００９】
【課題を解決するための手段】本発明は、画像アーティ
ファクトを減少させるようにＭＲＩシステムの残留磁気
を減少させる方法及び装置である。より具体的には、本
発明はＭＲＩシステムを較正する方法を含み、この方法
では、ＭＲＩシステムで用いられるイメージング勾配波
形候補によって生ずる残留磁気を測定し、これらのイメ
ージング勾配波形候補に対する補償変更を決定する。そ
の後、画像データを取得するためにＭＲＩシステムでイ
メージング勾配候補を用いるとき、補償変更を行い、そ
の結果得られる勾配は残留磁気を生じない。補償変更に
は、補償勾配ローブをイメージング勾配波形候補に付加
すること、及びイメージング勾配波形候補の幅を変更す
ることが含まれる。
【００１０】残留磁気は、２つの別個の成分に分割する
ことができ、その両方がＭＲ画像にアーティファクトを
生じ得る。第１の成分は、停滞（stagnant）ヒステリシ
ス成分であり、第２の成分は、過渡（transient ）ヒス
テリシス成分である。較正処理では、両方のヒステリシ
ス成分を測定し、両方の成分の影響を抑えるようにイメ
ージング勾配波形候補についての補償変更を決定する。
【００１１】本発明の更にもう１つの面は、イメージン
グ勾配波形を補償する効率的な方法である。較正処理
は、様々な形状のイメージング勾配波形に対して行う補
償変更のルックアップ・テーブルを形成することができ
る。画像取得の際にイメージング勾配を用い直前にルッ
クアップ・テーブルから直接的に適切な補償変更を該イ
メージング勾配に対して加えることもできるし、又はル
ックアップ・テーブルに記憶されている値の間を補間す
ることにより補償変更を算出することもできる。代替的
には、補償変更をイメージング勾配波形の形状の関数と
して定義する多項式を較正処理時に決定することもでき
る。画像を取得するときに、この多項式を用いて、イメ
ージング勾配についての補償変更を算出する。
【００１２】
【発明の一般的な説明】ＭＲＩシステム上で図４に示す
ような勾配波形２４が印加されたとき、このＭＲＩシス
テム内の強磁性構造は、図５のヒステリシス曲線２５及
び２６に沿って駆動される。勾配波形２４の完了時に
は、残留磁気ΔＢ1 が残る。同様に、図６に示すような
同じ振幅を有する負の勾配波形２７が印加されたとき、
磁気の初期状態が原点にないものと仮定すると、磁気は
図７のヒステリシス曲線２８及び２９に沿って駆動され
る。波形２７の完了時には、残留磁気−ΔＢ2 が残る。
残留磁気ΔＢ1 又は−ΔＢ2 は、ラーモア周波数からの
周波数オフセット（ずれ）を生じさせる。すなわち、 Δｆ1 ＝ΔＢ1 γ Δｆ2 ＝ΔＢ2 γ （１） ここで、γはスピンの磁気回転比である。これらの周波
数オフセットは、勾配波形２４又は２７の後にＲＦ励起
パルスを印加してスピンから横磁化を生じさせて、その
結果得られるＦＩＤ（自由誘導減衰）ＮＭＲ信号をサン
プリングすることにより、測定することができる。取得
されたＦＩＤをフーリエ変換すると、オフセット周波数
Δｆ1 又はΔｆ2 においてピークが生ずる。
【００１３】ヒステリシス曲線が完全に対称であれば、
Δｆ1 は−Δｆ2 に等しくなる。しかしながら、通常は
このようにはならず、ゼロ磁化のためのオフセット周波
数は好ましくは、２つの測定されたオフセット周波数か
ら算出される。
【００１４】 Δｆ0 ＝（Δｆ1 −Δｆ2 ）／２ （２） このゼロ磁化オフセット周波数は後の較正手順で用い
て、残留磁気をゼロに駆動する勾配「リセット」パルス
を形成する。
【００１５】リセット勾配波形は、ＭＲＩシステムで図
８に示すパルス・シーケンスを実行することにより決定
される。この勾配波形は、最大振幅を有し且つ極性が交
番する奇数個のローブ３０、３１及び３２を含んでい
る。図９に示すように、これらの勾配は、強磁性要素の
磁化を、点３３に示す任意の残留磁気から駆動して、可
能な最大の寸法を有するヒステリシス曲線を巡って点３
４の正の最大残留磁気で終了させる。次いで、点線３６
によって示すように残留磁気をゼロに駆動するような振
幅を有する負のリセット勾配ローブ３５が印加される。
【００１６】残留磁気をゼロにリセットするのに要求さ
れる負のローブ３５のサイズは、図８のパルス・シーケ
ンスを用いて反復処理で決定される。勾配波形を選択さ
れたリセット・ローブ３５と共に印加し、次いで、非選
択的ＲＦ励起パルス３７を印加して横磁化を生じさせ
る。得られるＦＩＤ信号３８をその後の取得ウィンドウ
３９の間に取得して、ＦＩＤの周波数を決定する。この
パルス・シーケンスを、異なる振幅のリセット・ローブ
３５を用いて、ＦＩＤ３８の測定される周波数がゼロ磁
化オフセット周波数Δｆ0 に等しくなるまで繰り返す。
このリセット勾配を用いて、後述する較正測定において
残留磁気をゼロにする。
【００１７】残留磁気に起因する磁場の摂動は、２つの
成分に分割することができる。すなわち、停滞ヒステリ
シス成分及び過渡ヒステリシス成分である。残留磁気の
停滞成分は、勾配波形が完了した後に実質的な時間依存
性を有さないで長時間にわたって残存する。後述の第１
の補正の方法は、勾配波形に補償勾配ローブを付加して
停滞成分をゼロに駆動することにより、この残留成分に
対処する。過渡ヒステリシス成分は、勾配波形の印加と
同時に発生し、勾配波形の有効面積を変化させる。この
過渡ヒステリシス成分は、後述する第２の補正の方法に
よって、勾配波形の面積を変更して過渡ヒステリシス成
分の影響を相殺することにより対処される。
【００１８】「停滞ヒステリシス成分」リセット勾配を
決定する上述の測定は、任意の所与の振幅を有する勾配
パルス用の補償勾配ローブの大きさを決定することにも
役立つ。ここで、図１０について具体的に説明する。補
償したい勾配波形を波形４５によって示しており、波形
４５は、例えば、位相エンコーディング勾配波形であっ
てもよい。この「候補」となる波形の前にはリセット勾
配波形４６が印加され、続いて負の補償勾配ローブ４７
が印加されて、初期残留磁気状態をゼロに駆動する。リ
セット勾配波形は、最大振幅を有する正の勾配ローブで
あり、その後に上述のリセット勾配振幅を有する負の勾
配ローブが続く。尚、この順序は逆でもよい。
【００１９】補償勾配ローブ４７の振幅は、勾配波形候
補４５によって生ずる正の残留磁気をゼロに駆動するよ
うに設定される。この振幅は、前述したのと同様な反復
処理で決定され、ここでは、ＲＦ励起パルス４８を印加
して、得られるＦＩＤ信号４９の周波数を決定する。Ｆ
ＩＤ４９の周波数が予め測定されたゼロ磁化オフセット
周波数Δｆ0 と同じであれば、勾配波形候補４５は、停
滞ヒステリシスについて適正に補償されている。
【００２０】勾配波形候補が負の勾配である場合には、
補償勾配ローブの振幅は正となることは明らかであろ
う。勾配波形候補が正及び負両方の勾配ローブを有して
いる場合には（例えば、スライス選択勾配）、適正な補
償勾配ローブは正であってもよいし、負であってもよ
い。このことにより、反復処理によって、最適な振幅を
必ず含んでいるであろう適当な範囲にわたって振幅の値
を試験することが要求される。
【００２１】すべてのイメージング・パルス・シーケン
スに用いられるあらゆるイメージング勾配波形について
補償勾配ローブを測定することは可能であるが、様々な
勾配ローブの振幅及び幅に要求される補償勾配を予め測
定し、これらの補償波形をテーブル（表）に記憶してお
くことも可能である。この処理は、ＭＲＩシステム較正
の一部として実行することができる。特定のパルス・シ
ーケンスが後に規定されたときに、記憶されているテー
ブルから適正な補償勾配の振幅を探し出し（ルックアッ
プし）、イメージング勾配波形に付加する。もう１つの
方法は、測定された補償ローブの各振幅に、勾配ローブ
候補の振幅及び幅と、最適な補償勾配ローブの振幅との
間の関係を表す多項式をフィットさせるものである。従
って、実行時に、この多項式関数を用いて最適な補償勾
配ローブの振幅を算出する。
【００２２】「過渡ヒステリシス成分」過渡ヒステリシ
スは、勾配波形候補が印加されている間及び印加から短
時間の後に、横方向平面にあるスピン磁化に位相誤差を
もたらす。過渡ヒステリシス成分は、停滞残留磁気が上
述のようにして補償された後に、図１１のパルス・シー
ケンスを用いて測定される。
【００２３】図１１を詳細に見ると、残留磁気は、上述
のリセット勾配波形５２を印加することによりゼロにな
っている。次いで、非選択的９０°ＲＦ励起パルス５３
によって横磁化を生じさせ、この後に、勾配波形候補５
４を印加する。勾配波形候補５４は、勾配ローブ５５に
よって前述のようにして停滞ヒステリシスについては既
に補償されている。次いで、励起パルス５３から時間Ｔ
Ｅ／２の後に、非選択的１８０°ＲＦエコー・パルス５
６を印加し、読み出し勾配５８の存在下でＮＭＲエコー
信号５７を取得する。読み出し勾配は、読み出し勾配の
面積が、ローブ５４及び５５の全面積に等しくなるよう
に選択される。読み出し勾配の振幅は、読み出し勾配自
体のヒステリシス効果を最小化するために、最小に抑え
られる。
【００２４】理想的には、エコー信号５７は、信号のピ
ークがＲＦ励起パルス５３からエコー時間ＴＥの後に生
ずるように正確に整列させられる。しかしながら、勾配
波形候補５４及びローブ５５が印加されるときには、過
渡ヒステリシス効果によって、エコー信号が参照番号６
０又は６１に示すように時間的にシフトする。この位相
オフセットは、候補パルスの幅を参照番号６３に示すよ
うに変更することにより補正される。図１１のパルス・
シーケンスを、波形候補５４の幅を変化させながら、エ
コー信号５７の中心が理想的なエコー時間ＴＥに正確に
整列するまで反復処理で繰り返す。
【００２５】この手順を用いて、ＭＲＩスキャナ上で用
いられるあらゆる勾配波形の幅を調節することもできる
し、又は前述のように、実行時に所与の振幅及びパルス
幅を有する各々の勾配波形を調節するために用いられる
テーブル又は多項式をシステム較正の間に形成すること
もできる。尚、この較正手順はまた、短い時定数を有す
るあらゆる残留渦電流を補償することも特記しておく。
【００２６】
【発明の好適実施例の説明】図１には、本発明を組み込
んだ好ましいＭＲＩシステムの主要な構成要素が示され
ている。システムの動作は、キーボード及び制御パネル
１０２と表示装置１０４とを含んでいるオペレータ・コ
ンソール１００から制御される。コンソール１００はリ
ンク１１６を介して独立したコンピュータ・システム１
０７と連絡しており、コンピュータ・システム１０７
は、操作者がスクリーン１０４上での画像の形成及び表
示を制御することを可能にする。コンピュータ・システ
ム１０７は、バックプレーンを介して互いに連絡するい
くつかのモジュールを含んでいる。これらのモジュール
には、画像プロセッサ・モジュール１０６と、ＣＰＵモ
ジュール１０８と、フレーム・バッファとして当業界で
公知の画像データ配列を記憶するメモリ・モジュール１
１３とが含まれている。コンピュータ・システム１０７
は、画像データ及びプログラムを記憶するためのディス
ク記憶装置１１１及びテープ・ドライブ１１２に結合さ
れており、また、高速シリアル・リンク１１５を介して
別個のシステム制御部１２２と連絡している。
【００２７】システム制御部１２２は、バックプレーン
１１８によって共に接続されている一組のモジュールを
含んでいる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュー
ル１１９とパルス発生器モジュール１２１とが含まれて
おり、パルス発生器モジュール１２１は、シリアル・リ
ンク１２５を介してオペレータ・コンソール１００に接
続されている。このリンク１２５を介して、システム制
御部１２２は実行されるべき走査シーケンスを指示する
命令（コマンド）を操作者から受け取る。パルス発生器
モジュール１２１は、システムの構成要素を動作させ
て、所望の走査シーケンスを実行する。モジュール１２
１は、発生されるべきＲＦパルスのタイミング、強度及
び形状、並びにデータ取得ウィンドウのタイミング及び
長さを指示するデータを発生する。パルス発生器モジュ
ール１２１は、勾配補償システム１２９を介して一組の
勾配増幅器１２７に接続されており、走査中に発生され
る勾配パルスのタイミング及び形状を指示する。パルス
発生器モジュール１２１はまた、走査室インタフェイス
回路１３３に接続されており、走査室インタフェイス回
路１３３は、患者及び磁石・システムの状態に関連した
様々なセンサからの信号を受信する。走査室インタフェ
イス回路１３３を介して、患者位置決めシステム１３４
もまた、走査に望ましい位置に患者を移動させるための
命令を受信する。
【００２８】パルス発生器モジュール１２１によって発
生される勾配波形は、後に詳述するようにシステム１２
９によって補償され、Ｇx 増幅器とＧy 増幅器とＧz 増
幅器とで構成されている勾配増幅器システム１２７に印
加される。各々の勾配増幅器は、磁石アセンブリ１４１
の一部を形成する対応する勾配コイル（図示されていな
い）を励起する。当業界で周知のように、勾配コイル
は、取得される信号を空間的にエンコードするのに用い
られる線形の磁場勾配を発生する。また、磁石アセンブ
リ１４１は、分極磁石（図示されていない）と、全身型
ＲＦコイル（図示されていない）とを含んでいる。好ま
しい実施例では、分極磁場は、米国特許第５，６５２，
５１７号「ＭＲＩ装置用の磁石アセンブリ（Magnet Ass
embly ForMRI Apparatus ）」に記載されているよう
に、永久磁石、及び磁場を成形すると共に方向付けるの
に用いられる付設の鉄心によって発生される。これらの
要素が、勾配磁場によって磁化されて、本発明が扱う残
留磁気の問題を生ずる。
【００２９】システム制御部１２２内の送受信器モジュ
ール１５０がＲＦパルスを発生し、これらのパルスは、
ＲＦ増幅器１５１によって増幅されて、送信／受信（Ｔ
／Ｒ）スイッチ１５４によって磁石アセンブリ１４１内
のＲＦコイルに結合される。その結果、患者の体内の励
起された核によって発生される信号は、同じＲＦコイル
によって検知され、送信／受信スイッチ１５４を介して
前置増幅器１５３に結合される。増幅されたＮＭＲ信号
は、送受信器１５０の受信器部において復調され、濾波
され、ディジタル化される。送信／受信スイッチ１５４
は、パルス発生器モジュール１２１からの信号によって
制御されて、送信モード時にはＲＦ増幅器１５１をＲＦ
コイルに電気的に接続し、受信モード時には前置増幅器
１５３を接続する。送信／受信スイッチ１５４はまた、
送信モード又は受信モードのいずれの場合にも、分離型
ＲＦ較正コイルを用いることを可能にしており、これに
ついては後に詳述する。
【００３０】ＲＦコイルによって捕えられたＮＭＲ信号
は、送受信器モジュール１５０によってディジタル化さ
れて、システム制御部１２２内のメモリ・モジュール１
６０へ転送される。走査が完了してデータ・アレイ（配
列）の全体がメモリ・モジュール１６０内に取得された
ときに、アレイ・プロセッサ１６１が動作して、このデ
ータを画像データ・アレイへ変換する。この画像データ
は、シリアル・リンク１１５を介してコンピュータ・シ
ステム１０７へ伝送されて、ここで、ディスク・メモリ
１１１に記憶される。オペレータ・コンソール１００か
ら受信された命令に応答して、この画像データを外部ド
ライブ１１２に保管してもよいし、又は画像プロセッサ
１０６によって更に処理してオペレータ・コンソール１
００へ伝送すると共に表示装置１０４に表示してもよ
い。
【００３１】送受信器１５０に関する更なる詳細につい
ては、米国特許第４，９５２，８７７号及び同第４，９
９２，７３６号に記載されている。これらの特許はここ
に参照されるべきものである。
【００３２】このＭＲＩシステムは、図１２に示す手順
を用いて定期的に較正される。この手順によって要求さ
れる測定を行うために、ＭＲＩシステムに較正用ファン
トムを載置する。ファントムは、各勾配軸のうち１つの
軸に沿って、システム・アイソセンタ(isocenter) から
離隔して、ＭＲ活性の物質のサンプルを支持する。例え
ば、サンプルは、ＣｕＳＯ4 を０．５Ｍでドープした約
０．４４ｃｃの水を１／４インチ直径のアクリル製チュ
ーブに収容したものである。このサンプルは、ＭＲＩシ
ステムを較正するのに用いられる測定パルス・シーケン
スにおけるＮＭＲ信号源としての役割を果たす。本発明
の較正手順を実行する前に、周知の方法の１つを用いて
渦電流の影響を相殺するようにＭＲＩシステムを補償し
ておかなければならない。
【００３３】図１２について具体的に説明する。残留磁
気較正手順の第１の工程は、ブロック２００に示すよう
に、ゼロ磁化オフセット周波数を測定することである。
この工程は、式（１）〜式（３）について前述した通り
であり、ＭＲＩシステムに残留磁気が存在しないときの
ＮＭＲ信号の周波数を示す。次いで、処理ブロック２０
２に示すように、リセット勾配波形の振幅を決定する。
上で議論したように、この工程は、図８のパルス・シー
ケンスを用いて、ＭＲＩシステムの残留磁気をゼロに変
化させるリセット勾配波形の形状を決定する。
【００３４】次いで、ループに入り、このループでは、
各々のイメージング勾配波形候補が、停滞ヒステリシス
効果及び過渡ヒステリシス効果の両方について補償され
る。更に図１２を見ると、処理ブロック２０４におい
て、勾配形状のリストが振幅及びパルス幅を含めて記憶
されているテーブルから、勾配波形候補が選択される。
【００３５】次いで、処理ブロック２０６に示すよう
に、図１０のパルス・シーケンスを実行して、勾配波形
候補によって付与される周波数オフセットを測定する。
測定された周波数オフセットが、予め選択されたゼロ磁
化オフセットの範囲内にあるものと判定ブロック２０８
で決定され場合、処理は次の工程に進む。その他の場合
には、処理ブロック２１０に示すように、補償勾配ロー
ブ４７（図１０）を調節して、周波数オフセット測定を
繰り返す。この工程は、勾配波形候補について最適な補
償勾配ローブが求まるまで繰り返される。この最適な補
償勾配ローブの振幅は、処理ブロック２１２に示すよう
にルックアップ・テーブルに記憶される。この較正処理
中は、勾配波形候補の幅を調節することにより、勾配全
体の正味の面積は維持されている。
【００３６】処理ブロック２１４に示す次の工程は、図
１１のパルス・シーケンスを用いてエコー信号の時間シ
フトを測定するものである。前に説明したように、エコ
ー信号５７のピークの位置が検出され、１次元フーリエ
変換を算出すると共に線形位相傾斜を測定することによ
り、エコー時間ＴＥからのピークの位置のオフセットが
決定される。位置がエコー時間ＴＥから所定の限られた
範囲内にあるものと判定ブロック２１６で決定された場
合、補償は完了する。その他の場合には、処理ブロック
２１８において勾配波形候補の幅を調節して、処理ブロ
ック２１４においてオフセット時間の測定を繰り返す。
この反復処理によって最終的に得られた最適な調節が、
処理ブロック２２０に示すようにルックアップ・テーブ
ルに記憶される。
【００３７】以上の処理を、ＭＲＩシステム上で用いら
れる予定のすべての勾配波形について繰り返す。また、
各々の勾配軸ｘ、ｙ及びｚについても繰り返す。判定ブ
ロック２２２に示すようにすべての勾配波形候補が補償
されたら、較正処理を完了する。
【００３８】以上に述べた較正処理には多くの変形が可
能であることが明らかであろう。ＭＲＩシステムで用い
られるあらゆる勾配波形候補を逐一処理するのではな
く、複数の選択された振幅及び幅の勾配波形のサンプル
を処理してもよい。ルックアップ・テーブルに記憶され
ている補償値を後で用いて、イメージング・パルス・シ
ーケンスに用いられるときにこの勾配波形サンプルを直
接的に補償してもよい。加えて、ルックアップ・テーブ
ルに記憶されている値の間を補間することにより求めら
れた値を用いて、その他の勾配波形を補償することもで
きる。
【００３９】更に他の代替的な方法は、勾配波形のサン
プルを処理して、最適な補償を勾配波形候補の振幅及び
幅の関数として示す一組の補償値を求めるものである。
次いで、これらのサンプル補償値を、補償値を勾配の振
幅及び幅の関数として表す多項式関数にフィットさせ
る。
【００４０】較正後のＭＲＩシステムを用いて画像を取
得するときには、操作者は、ＭＲＩシステムに規定の走
査を入力する。この規定は、イメージング・パルス・シ
ーケンス中に用いられる具体的な勾配波形を含む走査パ
ラメータを定義している。但し、勾配波形を用いる前
に、較正処理中に算出された補償値を用いてこの勾配波
形を残留磁気について補償する。この補償は、多くの方
法で実行することができる。
【００４１】好ましい実施例では、イメージング勾配波
形のうちいくつかのものを走査が開始する前に補償す
る。これらの勾配波形は、走査中は固定されているスラ
イス選択勾配波形及び読み出し勾配波形を含んでいる。
これらの勾配波形に対する補償値をルックアップ・テー
ブルから読み出して、これらの補償値を用いて各勾配波
形の形状を修正する。この修正は、イメージング勾配波
形に補償勾配ローブを付加すること、及びイメージング
勾配波形の幅を調節することを含む。次いで、補償され
た勾配波形をパルス発生器モジュール１２１に記憶させ
て、走査中に、イメージング勾配を発生するためにこれ
らの勾配波形が印加されるときに用いるようにする。
【００４２】イメージング勾配のうちいくつかのもの
は、パルス発生器モジュール１２１によって印加される
際に補償される。イメージング・パルス・シーケンス内
の位相エンコーディング勾配は、走査中に多くの値（例
えば、１２８又は２５６）にわたって段階的に変化し、
好ましい実施例では、これらの勾配は、印加されている
際に勾配補償システム１２９（図１）によって補償され
る。
【００４３】図１３について説明すると、勾配補償シス
テム１２９は、較正処理時に算出されたルックアップ・
テーブルをディジタル形態で記憶する波形メモリ２５０
を含んでいる。この記憶されているルックアップ・テー
ブルをコントローラ２５２によって用いて補償波形が算
出される。この補償波形は、コントローラ２５２が制御
バス２５４を介してパルス発生器モジュール１２１から
命令を受け取ったときに、イメージング勾配波形に付加
される。この補償波形のディジタル値は、データ・バス
２６０を介して１つ又はそれ以上のＤ／Ａコンバータ２
５６、２５７及び２５８へ印加される。コントローラ２
５２は、適当なＤ／Ａコンバータ２５６〜２５８をイネ
ーブルにし、ディジタル化された補償波形を各コンバー
タに書き込み、１つ又はそれ以上のＤ／Ａコンバータ２
５６〜２５８の出力にアナログ形態の補償波形を発生す
る。これらの出力が、それぞれｘ軸、ｙ軸及びｚ軸の勾
配増幅器１２７を駆動する。
【００４４】イメージング・パルス・シーケンスが図１
のＭＲＩシステムによって実行されるときには、パルス
発生器モジュール１２１がデータ・バス２６０上にイメ
ージング勾配波形を発生して、これらの波形を適当なＤ
／Ａコンバータ２５６〜２５８へ印加する。次いで、コ
ントローラ２５２は、補償波形を付加するように制御バ
ス２５４を介して信号で指示される。コントローラ２５
２は、適当な補償波形を発生して、この波形を適当なＤ
／Ａコンバータ２５６〜２５８へ印加する。
【００４５】完全な勾配較正処理は、（１）渦電流を補
償する工程と、（２）勾配波形候補の正味の勾配面積を
保存しながら、停滞残留磁気をゼロにする工程と、
（３）勾配波形候補の幅を調節して、過渡ヒステリシス
効果及び過渡的渦電流をゼロにする工程と、で構成され
る。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を採用するＭＲＩシステムのブロック図
である。
【図２】図１のＭＲＩシステムによって発生されるイメ
ージング勾配波形の一例を示すグラフである。
【図３】図２のイメージング勾配波形によって形成され
るヒステリシス曲線を示すグラフである。
【図４】イメージング勾配波形の他の例を示すグラフで
ある。
【図５】図４のイメージング勾配によって形成されるヒ
ステリシス曲線を示すグラフである。
【図６】イメージング勾配波形の更に他の例を示すグラ
フである。
【図７】図６のイメージング勾配によって形成されるヒ
ステリシス曲線を示すグラフである。
【図８】残留磁気をゼロに駆動するリセット勾配を決定
するために図１のＭＲＩシステムによって実行されるパ
ルス・シーケンスのグラフである。
【図９】図８のパルス・シーケンスによって形成される
ヒステリシス曲線を示すグラフである。
【図１０】イメージング勾配波形用の停滞ヒステリシス
補償勾配ローブを生成するために図１のＭＲＩシステム
によって実行されるパルス・シーケンスのグラフであ
る。
【図１１】イメージング勾配波形の幅を調節して過渡ヒ
ステリシスを補償するために図１のＭＲＩシステムによ
って実行されるパルス・シーケンスのグラフである。
【図１２】イメージング勾配波形を補償するために図１
のＭＲＩシステムによって実行される較正処理の流れ図
である。
【図１３】図１のＭＲＩシステムの一部を形成している
勾配補償システムの電気ブロック図である。
【符号の説明】
１００ オペレータ・コンソール １０２ キーボード及び制御パネル １０４ 表示装置 １０６ 画像プロセッサ・モジュール １０７ コンピュータ・システム １０８、１１９ ＣＰＵモジュール １１１ ディスク記憶装置 １１２ テープ・ドライブ １１３、１６０ メモリ・モジュール １１５ 高速シリアル・リンク １１６ リンク １１８ バックプレーン １２１ パルス発生器モジュール １２２ システム制御部 １２５ シリアル・リンク １２７ 勾配増幅器 １２９ 勾配補償システム １３３ 走査室インタフェイス回路 １３４ 患者位置決めシステム １４１ 磁石アセンブリ １５０ 送受信器モジュール １５１ ＲＦ増幅器 １５３ 前置増幅器 １５４ 送信／受信スイッチ １６１ アレイ・プロセッサ ２５０ 波形メモリ ２５２ コントローラ ２５４ 制御バス ２５６、２５７、２５８ Ｄ／Ａコンバータ ２６０ データ・バス
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ザオホン・ゾウ アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、フラ ンクリン、サース・ライアン・グリーン・ コート、9517番 (72)発明者 グレーム・コリン・マッキンノン アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ハー トランド、オールド・ステープル・ロー ド、エヌ49・ダブリュ31157 (72)発明者 ジェオフリ・エス・ソーベリング アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、マデ ィソン、シェリダン・ストリート、1850番

Claims (13)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 取得される画像に対する残留磁気の影響
    を減少させるようにＭＲＩシステムを較正する方法であ
    って、 （ａ）補償されるべき勾配波形候補を選択する工程と、 （ｂ）該選択された勾配波形候補により生ずる前記残留
    磁気の影響を前記ＭＲＩシステムにより測定する工程
    と、 （ｃ）前記選択された勾配波形候補について、前記残留
    磁気の影響を実質的に減少させる補償調節データを決定
    する工程と、 （ｄ）前記ＭＲＩシステムにより用いられる複数の異な
    る勾配波形候補について工程（ａ）、（ｂ）及び（ｃ）
    を繰り返す工程と、 （ｅ）磁気共鳴画像を取得するときに前記ＭＲＩシステ
    ムによって用いるために前記補償調節データを記憶する
    工程とを有することを特徴とするＭＲＩシステムの較正
    方法。
  2. 【請求項２】 前記補償調節データは、ルックアップ・
    テーブル内に補償調節値として記憶される請求項１に記
    載の方法。
  3. 【請求項３】 前記補償調節データは、補償調節を勾配
    波形の形状の関数として表す多項式関数として記憶され
    る請求項１に記載の方法。
  4. 【請求項４】 前記工程（ｂ）は、前記選択された勾配
    波形候補を用いたパルス・シーケンスを前記ＭＲＩシス
    テムにより実行して、前記勾配波形候補に起因する核磁
    気共鳴信号の周波数シフトを測定する工程を含んでいる
    請求項１に記載の方法。
  5. 【請求項５】 前記パルス・シーケンスは、（１）前記
    ＭＲＩシステムにおける残留磁気を実質的にゼロに変化
    させるリセット勾配パルス波形を印加し、（２）前記選
    択された勾配波形候補を印加し、（３）核磁気共鳴信号
    を発生するＲＦ励起パルスを印加し、（４）前記核磁気
    共鳴信号を取得することを含んでいる請求項４に記載の
    方法。
  6. 【請求項６】 前記工程（ｃ）は、（１）前記勾配波形
    候補に補償勾配ローブを付加する工程と、（２）該補償
    勾配ローブの振幅を調節すると共に、前記測定された周
    波数シフトが所定の限度を下回って減少するまで前記工
    程（ｂ）を繰り返す工程とを含んでおり、結果として得
    られた補償勾配ローブの振幅が、前記選択された勾配波
    形候補についての補償調節データである請求項４に記載
    の方法。
  7. 【請求項７】 前記工程（ｂ）は、前記選択された勾配
    波形候補を用いた第２のパルス・シーケンスを前記ＭＲ
    Ｉシステムにより実行して、前記勾配波形候補に起因す
    る核磁気共鳴エコー信号のエコー時間（ＴＥ）のシフト
    を測定する工程を更に含んでいる請求項４に記載の方
    法。
  8. 【請求項８】 前記第２のパルス・シーケンスは、
    （１）前記ＭＲＩシステムの残留磁気を実質的にゼロに
    駆動するリセット勾配パルス波形を印加し、（２）横磁
    化を生じさせるＲＦ励起パルスを印加し、（３）前記選
    択された勾配波形候補を印加し、（４）前記横磁化を反
    転させると共に前記核磁気共鳴エコー信号を発生させる
    ＲＦパルスを印加し、（５）前記核磁気共鳴エコー信号
    を取得することを含んでいる請求項７に記載の方法。
  9. 【請求項９】 前記工程（ｃ）は、前記選択された勾配
    波形候補の幅を調節すると共に、前記測定されたエコー
    時間（ＴＥ）のシフトが所定の限度を下回って減少する
    まで前記工程（ｂ）を繰り返す工程を含んでおり、結果
    として得られた幅の調節が、前記選択された勾配波形候
    補についての補償調節データである請求項７に記載の方
    法。
  10. 【請求項１０】 パルス発生器により発生されるイメー
    ジング勾配波形に応答して走査時にイメージング磁場勾
    配を発生する勾配システムを含んでいるＭＲＩシステム
    において、 前記勾配システムに結合されていて、前記イメージング
    磁場勾配が発生された後に前記ＭＲＩシステムの残留磁
    気を実質的にゼロに駆動する補償勾配ローブを前記イメ
    ージング勾配波形に付加するように動作する勾配補償装
    置を有していることを特徴とするＭＲＩシステム。
  11. 【請求項１１】 前記勾配補償装置は、前記走査時に発
    生され、前記ＭＲＩシステムの残留磁気を実質的にゼロ
    に変化させるリセット勾配を発生する手段を含んでいる
    請求項１０に記載のＭＲＩシステム。
  12. 【請求項１２】 ＭＲＩシステム用のリセット勾配を発
    生する方法であって、 （ａ）（１）第１のローブと第２のローブとを有するリ
    セット勾配波形を発生し、（２）横磁化を生じさせるＲ
    Ｆ励起パルスを発生し、（３）核磁気共鳴信号を取得す
    ることを含んでいるパルス・シーケンスを前記ＭＲＩシ
    ステムにより実行する工程と、 （ｂ）前記核磁気共鳴信号の周波数を決定する工程と、 （ｃ）前記第２のリセット勾配のローブの振幅を変更す
    る工程と、 （ｄ）前記核磁気共鳴信号の前記周波数がゼロ磁化周波
    数（Δｆ0 ）に実質的に等しくなるまで前記工程（ａ）
    〜（ｃ）を繰り返す工程とを有することを特徴とするリ
    セット勾配発生方法。
  13. 【請求項１３】 前記ゼロ磁化周波数（Δｆ0 ）を決定
    するため、 １つの極性を有する勾配パルスが印加された後に取得さ
    れる核磁気共鳴信号の周波数Δｆ1 を測定するパルス・
    シーケンスを、前記ＭＲＩシステムにより実行し、 反対の極性を有する勾配パルスが印加された後に取得さ
    れる核磁気共鳴信号の周波数Δｆ2 を測定するもう１つ
    のパルス・シーケンスを、前記ＭＲＩシステムにより実
    行し、 以下の式 Δｆ0 ＝（Δｆ1 −Δｆ2 ）／２ に従って前記ゼロ磁化周波数を算出する請求項１２に記
    載の方法。
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