トップ :: A 生活必需品 :: A61 医学または獣医学;衛生学




【発明の名称】 マクスウェル項に関連する誤差を補償する方法
【発明者】 【氏名】イピング・ドゥー

【氏名】クシアオホング・ゾー

【氏名】マシュー・アブラハム・バーンスタイン

【氏名】ジョセフ・ケネス・メイアー
【要約】 【課題】マクスウェル項によって生じるｚ−オフセットを伴ったアキシャル画像における画像アーティファクトを減少させることのできる方法を提供する。

【解決手段】マクスウェル項によって生じる位相分散と釣り合わせるのに有用な勾配パルスを用いてＥＰＩパルス・シーケンスを補償することにより、アキシャルＥＰＩ画像における信号低下及び信号の変動が補正される。スライス選択勾配を用いてＥＰＩパルス・シーケンスを補償する４つの実施例が記載されており、又、第５の実施例は読み出し勾配を用いている。
【特許請求の範囲】
【請求項１】 パルス・シーケンスを用いて核磁気共鳴画像を収集する際に核磁気共鳴システムにおいてイメージング勾配により発生されるマクスウェル項に関連する誤差を補償する方法であって、（ａ） ＲＦ励起パルスを発生する工程と、（ｂ） システムの等価中心からある距離（ｚ）に位置しているスライス内のスピンを励起させるように前記ＲＦ励起パルスと協働するスライス選択勾配を発生する工程と、（ｃ） 対応する一連の核磁気共鳴グラディエント・エコー信号を発生するように極性が交番している読み出し勾配を発生する工程と、（ｄ） 前記核磁気共鳴エコー信号を個別に空間エンコードするように位相エンコーディング勾配を発生する工程と、（ｅ） 前記交番している読み出し勾配により前記核磁気共鳴エコー信号内に発生されるマクスウェル位相を補償する補償用勾配を発生する工程と、（ｆ） 前記核磁気共鳴グラディエント・エコー信号を収集すると共に該信号を用いて画像を再構成する工程とを備えたマクスウェル項に関連する誤差を補償する方法。
【請求項２】 前記補償用勾配は、前記スライス選択勾配の一部を形成しており、該補償用勾配の寸法は、前記交番している読み出し勾配の振幅及び前記システムの等価中心からの前記スライスの前記距離（ｚ）により決定されている請求項１に記載のマクスウェル項に関連する誤差を補償する方法。
【請求項３】 前記補償用勾配は、前記読み出し勾配が発生される前に発生される単一の勾配ローブである請求項２に記載のマクスウェル項に関連する誤差を補償する方法。
【請求項４】 前記補償用勾配は、前記交番している読み出し勾配が発生されている時間の実質的に全体にわたって発生される単一の勾配ローブである請求項２に記載のマクスウェル項に関連する誤差を補償する方法。
【請求項５】 前記補償用勾配は、前記核磁気共鳴エコー信号に対応していると共に該核磁気共鳴エコー信号の収集と実質的に同時に発生される一連の勾配ローブである請求項２に記載のマクスウェル項に関連する誤差を補償する方法。
【請求項６】 前記補償用勾配は、前記収集される核磁気共鳴エコー信号に対応しており且つ該核磁気共鳴エコー信号の収集と収集との間に発生される一連の勾配ローブである請求項２に記載のマクスウェル項に関連する誤差を補償する方法。
【請求項７】 前記ＲＦ励起パルスの後に且つ前記核磁気共鳴エコー信号の収集の前に、１８０°リフォーカシングＲＦパルスが発生されており、前記補償用勾配は、前記読み出し勾配の一部を形成していると共に前記１８０°リフォーカシングＲＦパルスが発生される前に発生されており、前記補償用勾配の正味の面積は、ゼロである請求項１に記載のマクスウェル項に関連する誤差を補償する方法。
【発明の詳細な説明】【０００１】
【産業上の利用分野】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システムのイメージング勾配によって発生される「マクスウェル項」によって生じる画像アーティファクトの補正に関する。
【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分極磁場の周りを歳差運動する。物体、即ち組織が、ｘ−ｙ平面内に存在すると共にラーモア周波数に近い磁場（励起磁場Ｂ1 ）にさらされると、整列後の正味のモーメントＭz は、ｘ−ｙ平面に向かって回転する、即ち「傾斜」して、正味の横（方向）磁気モーメントＭt を発生することができる。励起したスピンによって信号が放出され、励起磁場Ｂ1 を停止させた後に、この信号を受信すると共に処理して画像を形成することができる。
【０００３】これらの信号を利用して画像を形成するときに、磁場勾配（Ｇx 、Ｇy 及びＧz ）が用いられる。典型的には、イメージングされるべき領域は、これらの勾配が、用いられている特定の局在化方法に従って変化するような一連の測定サイクルによって走査されている。結果として得られるＮＭＲ受信信号のセットをディジタル化すると共に処理し、多くの周知の再構成手法のうちの１つを用いて画像を再構成する。
【０００４】線形磁場勾配（Ｇx 、Ｇy 及びＧz ）の不完全性が、再構成される画像にアーティファクトを発生することは周知である。例えば、勾配パルスによって発生される渦電流が磁場を撹乱し、画像アーティファクトを発生することは周知の問題点である。又、このような渦電流誤差を補償する方法も、例えば、米国特許第４，６９８，５９１号、同第４，９５０，９９４号及び同第５，２２６，４１８号に開示されているように周知である。
【０００５】更に、上述の勾配が、イメージング空間の全体にわたって完全に一様なわけではなく、画像の歪みをもたらすおそれがあることも又、周知である。この非一様性を補償する方法は周知であり、例えば米国特許第４，５９１，７８９号に記載されている。
【０００６】
【数１】

【０００７】
【発明が解決しようとする課題】超伝導マグネット内で実行されるアキシャル・エコー・プラナ・イメージング（ＥＰＩ）において、オフ・センタのスライス（ｚ≠０）における画像では、スライスのｚ−オフセットが増加するにつれて信号の大きさが低下することが観察されている。このアーティファクトは、いくつかの問題を引き起こす。信号強度の変動は、連続したアキシャル２次元画像の積層（スタック）が他の平面にリフォーマット（reformat）されるときには特に、臨床診断及び治療計画を混乱させるおそれがある。信号強度の低下は又、画像の信号対雑音比（ＳＮＲ）を低下させる。
【０００８】
【課題を解決するための手段】本発明は、マクスウェル項によって生じるｚ−オフセットを伴ったアキシャル画像における画像アーティファクトを減少させる方法である。より明確に述べると、本発明は、対応する一連のエコー信号を発生して、イメージング勾配によって発生されるマクスウェル磁場によって生じる位相分散に起因する信号低下を補償するような交番型読み出し勾配を採用したパルス・シーケンスの改良である。この補償は、既存の勾配パルスに対して勾配面積を追加する、即ち、マクスウェル位相誤差に釣り合う勾配パルスを追加する又は一連の勾配パルスを追加することにより行われる。この補償用勾配は、ＮＭＲ信号の収集に先立つ単一のパルスとして印加されることもできるし、又はデータ収集中にわたって印加されるより低振幅のパルスとして印加されることもできる。補償用勾配は又、各々のＮＭＲ信号の収集と収集との間に印加される一連のより小さな勾配パルスとして印加されることもできるし、又は各々のＮＭＲ信号の収集中に印加される同じく一連のより小さな勾配パルスとして印加されることもできる。スピン・エコーＥＰＩでは、補償は又、２極の勾配波形を追加することにより適用されることもできるし、又は１８０°リフォーカシングＲＦパルスの前に、周波数エンコーディング軸内の流れ補償された３極の勾配波形を追加することにより適用されることもできる。
【０００９】本発明の一般的な目的は、システムの等価中心（イソセンタ）からずれた所にあるアキシャル画像における信号低下を防止することにある。発見されたところによると、所与のアキシャル位置及び所与のパルス・シーケンスについて、信号低下の原因となっている空間的に２次のマクスウェル位相分散を算出し、空間的に線形（１次）の位相によって近似することができる。次いで、マクスウェル位相を相殺する１つ又は複数の勾配パルスを追加することにより、パルス・シーケンスを補償することができる。
【００１０】
【発明の一般的な記載】
【００１１】
【数２】

【００１２】式（１ａ）及び式（１ｃ）から、以下の式が得られる。
（∂Ｂx ／∂ｘ）＋（∂Ｂy ／∂ｙ）＋（∂Ｂz ／∂ｚ）＝０ （２）
（∂Ｂx ／∂ｙ）＝（∂Ｂy ／∂ｘ） （３ａ）
（∂Ｂy ／∂ｚ）＝（∂Ｂz ／∂ｙ） （３ｂ）
（∂Ｂz ／∂ｘ）＝（∂Ｂx ／∂ｚ） （３ｃ）
以上の４つの方程式（２）及び（３ａ）〜（３ｃ）は、全部で９つの偏導関数を含んでおり、そのうちの５つのみが独立である。次の作業は、これら５つの独立変数を選択することである。（∂Ｂz ／∂ｘ）≡Ｇx 、（∂Ｂz ／∂ｙ）≡Ｇy及び（∂Ｂz ／∂ｚ）≡Ｇz （Ｇx 、Ｇy 及びＧz は線形勾配である。）であることがわかっているので、最初の３つの独立変数としてＧx 、Ｇy 及びＧz を直ちに選択することができる。円筒座標における放射形対称のＧz 磁場については、（∂Ｂx ／∂ｘ）及び（∂Ｂy ／∂ｙ）は同一であるはずである。しかしながら、より一般的な場合を網羅するために、第４の独立変数として、無次元の対称パラメータαを選択する。即ち、 α≡−（∂Ｂx ／∂ｘ）／Ｇz （４ａ）
又は １−α≡（∂Ｂy ／∂ｙ）／Ｇz （４ｂ）
最後の独立変数は、（式（３ａ）に基づいて）便宜的に以下のように選択することができる。
【００１３】
ｇ≡（∂Ｂx ／∂ｙ）＝（∂Ｂy ／∂ｘ） （５）
この時点で、式（２）及び式（３）に記述されている偏導関数のすべてを、５つの独立変数Ｇx 、Ｇy 、Ｇz 、α及びｇを用いて表すことができる。
【００１４】
【数３】

【００１５】すべての項を用いると、総合的磁場は、以下の式のようになる。
【００１６】
【数４】

【００１７】ここで、１次まででは、【００１８】
【数５】

【００１９】である。上の式には、２つの重要な意味がある。第１に、Ｂ0 磁場は、横方向の磁場Ｂx 及びＢy があるので、もはやｚ軸に沿って整列してはいないということである。第２に、Ｂ0 磁場の大きさは、単純にＢ＝Ｂ0 ＋Ｇx ｘ＋Ｇy ｙ＋Ｇzｚによって与えられるのではなく、 Ｂ（ｘ，ｙ，ｚ）＝（Ｂx2＋Ｂy2＋Ｂz2）1/2 （９）
によって与えられるということである（Ｂ0 ＋Ｇx ｘ＋Ｇy ｙ＋Ｇz ｚは単に、総合的磁場のうちのｚ成分を表しているに過ぎない。）。式（９）に対して、ｘ、ｙ及びｚのそれぞれに関して３回のテイラ級数展開を順次実行すると、磁場が通常のゼロ次及び１次の空間的依存性を有しているばかりでなく、より高次の空間的成分を示すことがわかる。２次までのテイラ展開の結果は、式（１０）によって与えられる。
【００２０】
Ｂ＝Ｂ0 ＋Ｇx ｘ＋Ｇy ｙ＋Ｇz ｚ ＋（１／２Ｂ0 ）［α2 Ｇz2＋ｇ2 ］ｘ2 ＋（１／２Ｂ0 ）［（１−α）2 Ｇz2＋ｇ2 ］ｙ2 ＋（１／２Ｂ0 ）［Ｇx2＋Ｇy2］ｚ2 −（ｇＧz ／Ｂ0 ）ｘｙ ＋（１／Ｂ0 ）［ｇＧx −（１−α）Ｇy Ｇz ］ｙｚ ＋（１／Ｂ0 ）［ｇＧy −αＧx Ｇz ］ｘｚ （１０）
ＭＲＩで用いられている勾配システムについては、ｇ＝０であり、α≒１／２である（円筒対称性により）。これらの条件下で、式（１０）は以下のように単純化される。
【００２１】
Ｂ＝Ｂ0 ＋Ｇx ｘ＋Ｇy ｙ＋Ｇz ｚ ＋（１／８Ｂ0 ）Ｇz2ｘ2 ＋（１／８Ｂ0 ）Ｇz2ｙ2 ＋（１／２Ｂ0 ）［Ｇx2＋Ｇy2］ｚ2 −（１／２Ｂ0 ）Ｇy Ｇz ｙｚ −（１／２Ｂ0 ）Ｇx Ｇz ｘｚ （１１）
式（１０）及び式（１１）は、線形磁場勾配が印加されているときには常に、マクスウェル方程式を満たすようなより高次の勾配磁場が発生されることを示している。これらのより高次の勾配磁場を「マクスウェル項」又は「マクスウェル磁場」と呼ぶ。
【００２２】マクスウェル項を含めると、２次元ＮＭＲ信号の方程式は以下のようになる。
【００２３】
【数６】

【００２４】
ＢM ＝（１／８Ｂ0 ）Ｇz2ｘ2 ＋（１／８Ｂ0 ）Ｇz2ｙ2 ＋（１／２Ｂ0 ）［Ｇx2＋Ｇy2］ｚ2 −（１／２Ｂ0 ）Ｇy Ｇz ｙｚ −（１／２Ｂ0 ）Ｇx Ｇz ｘｚ （１２ｃ）
ここで、γは磁気回転比であり、ＢM はマクスウェル磁場であり、φM は関連する位相誤差である。式（１２ａ）〜（１２ｃ）によって示唆されるように、マクスウェル位相誤差は、各々のパルス・シーケンスの細部に依存している。パルス・シーケンスによっては、位相誤差はゼロであることもあるし、無視できるものであることもあり、すると、画像の劣化は生じない。しかしながら、他の殆どのシーケンスでは、無視できない位相誤差が発生されるので、歪み、ゴースト、画像シフト、シェーディング（暗影）、ボケ（blurring）及び強度低下等の様々な画質の問題が起こる。
【００２５】
【数７】

【００２６】
ＢM ＝（１／２Ｂ0 ）（Ｇx2＋Ｇy2）ｚ2 （１４）
ここで、Ｂ0 は主磁場である。式（１３ｂ）及び式（１４）を組み合わせると、以下の式を得る。
ＢM ＝（１／２Ｂ0 ）Ｇro2 ｚ2 （１５）
マクスウェル磁場ＢM は、スライスが無限に薄いとすると、中央のスライス（ｚ＝０）では消失する。しかしながら、オフ・センタ・スライスの場合には、ＢMはスライス位置ｚに関して放物線状に増大する。
【００２７】読み出し勾配によって誘起されるマクスウェル磁場ＢM は、時間変化する位相を発生し、これをマクスウェル位相と呼ぶ。マクスウェル位相は、エコー・トレインの最中に蓄積するので、エコーとエコーとの間で異なっている。しかしながら、あるスライスの画像強度は主として、ｋ空間データの中心によって決定される。アキシャル・スライスの信号強度低下は、ｋy ＝０でのエコーに対応しているマクスウェル位相を用いて推定されることができる。
【００２８】
【数８】

【００２９】ここで、Ｇro0 は読み出しウィンドウの勾配振幅であり、ＮTE（＝１，２，３，…）はｋy ＝０に対応しているエコーのインデクスであり、ｔechoは２つの連続するエコーの間の時間間隔（即ち、エコー間隔）であり、ｔriseは読み出し勾配の立ち上がり時間である。これらを図１０に示す。式（１７）〜（１９）における第２項は、図１０に示すように、プリフェイジング・ローブと読み出し勾配ローブの２分の１とによって発生されるマクスウェル位相の差を表している。
【００３０】
ηｚ2 ＝（γ／２Ｂ0 ）Ｇpp2 （ｔpp−（４／３）ｔR ）ｚ2 −（γ／４Ｂ0 ）Ｇro0 2 （ｔecho−（４／３）ｔrise）ｚ2 （１９ｂ）
ここで、Ｇppはプリフェイザの勾配振幅であり、ｔppはプリフェイザのパルス持続時間であり、ｔR はプリフェイザの傾斜持続時間である。次いで、以下の式で係数εを ε＝（γ／２Ｂ0 ）Ｇro0 2 （ｔecho−（４／３）ｔrise）＋η／ＮTE （２０）
と定義して、 ΦM （ｚ）＝εＮTEｚ2 及び ｄΦM （ｚ）／ｄｚ＝２εＮTEｚ （２１）
となるようにする。
【００３１】２次の（quadratic）アキシャル位相を近似するために、１次の（linear）アキシャル位相ψM を用いることにする。１次位相は、スライスの中央ｚ0 では２次位相と同じ傾斜を有している。−Δｚ／２＜ｚ−ｚ0 ＜Δｚ／２について、 ψM （ｚ0 ，ｚ）＝２εＮTEｚ0 ｚ＋定数 （２２）
式（２２）において加算されている定数の位相は、振幅画像における信号強度には寄与しないことに留意されたい。式（２２）に示す１次のアキシャル位相分散に起因するあるスライスについてのｚ0 における信号損失が、以下の式で与えられることは容易にわかる。
【００３２】
【数９】

【００３３】ここで、ｓ（ｚ＝ｚ0 ）はこのスライスについてのｚ0 における信号強度であり、ｓ（ｚ＝０）はこのスライスについての等価中心における信号強度であり、ｍ0 はスライスの磁化である。式（２３）では、このスライスが矩形のプロファイルを有しているものと仮定されている。数値シミュレーションの示すところによれば、式（２２）に示す１次の位相分散による信号損失は、従来のスライス厚さについては、式（２１）に示す２次の位相分散による信号損失と近似的に同じである。
【００３４】式（２２）によって示されている位相分散は、対応する１次のアキシャル位相を加えることにより大部分、補償され得る。これを行うには、スライス選択波形Ｇz に対して、２次のマクスウェル位相を補償する勾配面積を追加すればよい。この位相補償を行うために、４つの異なる方法を開発した。第１の方法では、ＴＥにおいて（即ち、シングル・ショットＥＰＩにおけるｋy ＝０のエコーにおいて）２次のマクスウェル位相を補償する１次のアキシャル位相を発生する勾配ローブが追加される。この１次位相の傾斜は、ｚ0 における２次のマクスウェル位相の傾斜と符号が反対であるだけで同じ大きさを有していなければならない。この勾配の面積を、既存の勾配ローブ、例えば、スピン・エコーＥＰＩにおける１８０°パルスの右側クラッシャ又はグラディエント・エコーＥＰＩにおけるリフォーカシング勾配ローブに加えることができる。代替的には、この面積を、新たな勾配ローブを用いることにより追加することもできる。これを達成するためのスライス選択勾配上の台形勾配ローブの面積は、以下のようにして算出される。
【００３５】この勾配ローブが、立ち上がり時間ｔ1 、パルス持続時間ｔbase及びその平坦頂における勾配振幅Ｇz0を有しているならば、補償用勾配ローブは、ｚ方向に沿って以下の１次位相を発生する。
【００３６】
【数１０】

【００３７】ここで、Ａz0は台形ローブの面積である。この勾配ローブからの位相の蓄積は、このスライスについて等価中心においてはゼロであるが、スライスのｚ−オフセットが増加するにつれて線形に増加する。この台形ローブによって発生される１次位相がｚ0 においてマクスウェル磁場によって発生される２次位相を補償するようにするためには、以下の関係式が満たされていなければならない。
【００３８】
ｄφ（ｚ）／ｄｚ＝−ｄψM （ｚ0 ，ｚ）／ｄｚ （２５）
ここで、ψM （ｚ0 ，ｚ）は式（２２）によって与えられている。式（２２）、式（２４）及び式（２５）を用いると、台形ローブの面積は、 Ａz0＝−（２／γ）εＮTEｚ0 （２６）
となるはずである。次いで、式（２４）及び式（２６）を組み合わせると、台形ローブの振幅は、 Ｇz0＝（ｚ0 ）＝−（２εＮTEｚ0 ）／γ（ｔbase−ｔ1 ） （２７）
によって与えられる。ｔbase及びｔ1 が固定されているならば、勾配振幅Ｇz0はｚ−オフセットｚ0 に比例することに留意されたい。
【００３９】マクスウェル位相は、各々のＥＰＩパルス・シーケンスが進行するにつれて蓄積していくので、各々の収集されたエコーは異なるマクスウェル位相を経験する。本発明による第２の方法では、式（２７）によって定義される勾配の面積を、連続するエコーとエコーとの間の勾配「ブリップ」（blip）に分割する。この方法により、マクスウェル位相のエコー間補正（inter-echo correction）が行われる。この方法を用いると、各々のブリップの面積は、 Ａz0＝−［Ｇro02（ｔecho−（４／３）ｔrise）ｚ0 ］／Ｂ0 （２８）
によって決定される。
【００４０】式（１７）〜式（１９）の第２項が無視できるものでなければ、第１のブリップの面積を修正して、この項からの寄与を含むようにしなければならない。この補償は、エコー内補正（intra-echo correction）を応用することにより更に改善され得る。この方法（即ち、第３の方法）を用いると、小さな勾配振幅を有している台形勾配ローブが、各々のエコー収集の最中にスライス選択勾配上に印加される。この勾配の存在下では、マクスウェル位相は各々のサンプリングされる点について補償されている。追加される台形勾配ローブの振幅は、 Ｇz0＝−Ｇro2 ｚ0 ／Ｂ0 （２９）
によって決定される。式（２９）によって与えられる勾配振幅は又、傾斜サンプリング（ramp-sampling）が用いられている場合のＥＰＩにおけるマクスウェル位相を補償するために印加することもできる。
【００４１】補償方法の更にもう１つの改良（即ち、第４の方法）は、ＥＰＩパルス・シーケンスの読み出し部分の最中に一定のスライス選択勾配を印加するというものである。この方法は、第３の方法の近似である。この方法によって、マクスウェル磁場の影響を完全に近い状態で補償することができる。この方法は又、前述した第２の方法及び第３の方法に比較して減少したピークｄＢ／ｄｔを有している。なぜなら、この方法は、読み出し勾配がその波形の傾斜部分にあるときにスライス選択勾配のスイッチングを要求しないからである。このような減少したピークｄＢ／ｄｔによって、末梢神経への刺激の可能性を防止し易くなる。この方法を用いると、一定のスライス選択勾配の振幅は、 Ｇz0＝−［Ｇro02ｚ0 （ｔecho−（４／３）ｔrise）］／Ｂ0 ｔecho （３０）
によって与えられる。
【００４２】スピン・エコーＥＰＩパルス・シーケンスを補償する更にもう１つの方法は、読み出し勾配トレインに対して勾配磁場ローブを追加するというものである（即ち、第５の方法）。読み出し軸に沿った空間エンコーディングを中断させないために、この補償用磁場勾配はゼロの正味面積を有していなければならない。このことは、２極の波形、又は３つのローブを有する速度補償された波形によって達成され得るが、この波形は１８０°ＲＦパルスの前に印加されなければならない。この２極波形によって発生されるマクスウェル位相は、ｋy ＝０に対応するエコーに先立つＥＰＩパルス・シーケンス内のＮTE個の読み出し勾配ローブによって発生されているマクスウェル位相と同じでなければならない。１つの例として、この２極波形の持続時間及び立ち上がり時間がそれぞれ２ｔecho及びｔriseに等しいときに、２極波形の所要の勾配振幅ＧM は、読み出し勾配の振幅 ＧM ＝（ＮTE／２）1/2 Ｇro0 （３１）
よりも大きい。式（３１）に示す勾配振幅が勾配システムによって支持される最大振幅よりも大きいならば、２極波形の持続時間を延長する必要がある。この解決法は、追加される２極波形がアキシャル・スライスのｚ−オフセットに対して独立であるという利点を有している。しかしながら、大きな勾配振幅又は長い持続時間を有している２極波形が必要であるため、大きなＮTE及び大きな読み出し勾配振幅を用いる手法においてこの解決法を適用することが妨げられる可能性がある。又、この解決法は、１８０°リフォーカシングＲＦパルスが存在していないグラディエント・エコーＥＰＩには適用することができない。
【００４３】マクスウェル項に誘起される信号低下は、水平に配置された超伝導マグネットについてのアキシャル・スライスにおいて最もはっきりするが、同様の問題が、サジタル画像及びコロナル画像においても観察される可能性がある。例えば、Ｇz を読み出し勾配として用いて収集されるコロナル画像（ｘｚ平面）については、対応するマクスウェル項は、 ＢM ＝（Ｇz2ｘ2 ／８Ｂ0 ）＋（Ｇz2ｙ2 ／８Ｂ0 ） （３２）
となる。式（３２）の第１項によって、平面内（in-plane）の画像の歪みが生じ、又、第２項は、スライス選択方向（ｙ方向）に沿った２次の位相を発生して、その結果、アキシャル画像について議論したものと同様の信号低下が生じる。アキシャル画像について提示した理論的分析及び補正方法のすべてを、マクスウェル項の係数が４分の１の大きさとなることを除き、コロナル画像及びサジタル画像に対して同様に適用することができる。読み出し勾配がコロナル画像におけるｘ軸に沿って選択されているときには、ｙ方向に沿った２次のマクスウェル磁場は発生されないことに留意すると興味深い。従って、この画像は、信号低下を経験しない。同じ議論は又、読み出し方向がｙ軸に沿っている場合のサジタル画像についても真となる。
【００４４】前述のマクスウェル項の分析では、水平に配置された超伝導マグネット構成が仮定されていた。垂直磁場の永久マグネット又は垂直磁場の抵抗型マグネットが用いられているときには、物理的なｚ軸が患者の前後方向に対応している。従って、コロナル画像が最も顕著な信号低下を示す。超伝導マグネットにおけるアキシャル・スライスについて提示したアーティファクトを補正するための原理と同じ原理を、僅かな特記的変更を加えるのみでこの場合にも同じく適用することができる。
【００４５】多数のショットを用いるマルチ・ショットＥＰＩのように、位相エンコーディングによるマクスウェル位相が無視できないものとなる場合には、マクスウェル位相の算出は、位相エンコーディング勾配波形及びプリフェイズ・エンコーディング勾配波形からの寄与も含んでいるべきである。以上に述べたマクスウェル磁場の影響の補正方法は、非台形の波形、例えば、シヌソイド形（正弦波）の波形を読み出し用に用いている場合に対しても容易に適合させることができる。式（１９）に示したマクスウェル位相の算出は、これに応じて修正されるべきである。
【００４６】いわゆる非対称ＥＰＩシーケンス、即ち「スキップ・エコー」ＥＰＩシーケンスでは、読み出し勾配のもう１つの変形を用いることができる。これらのシーケンスでは、読み出し勾配ローブが同じ極性を有しているときにのみエコーが収集される。グラディエント・エコー・アンド・スピン・エコー（ＧＲＡＳＥ）シーケンスにおいては、エコー・トレインはスピン・エコーとグラディエント・エコーとの組み合わせである。前述した補正方法を修正して、非対称ＥＰＩ及びＧＲＡＳＥにおいてもマクスウェル磁場の影響を補正することができる。
【００４７】傾斜サンプリングが用いられている場合には、第１、第２、第４及び第５の補正方法を修正なしで適用することができる。但し、第３の方法は、適正な補正を行うためには修正する必要がある。
【００４８】
【実施例】先ず、図１について説明する。同図には、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、独立した計算機システム１０７と交信しており、計算機システム１０７は、オペレータがスクリーン１０４上での画像の形成及び表示を制御することを可能にしている。計算機システム１０７は、バックプレーンを介して互いに交信してい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は、画像プロセッサ・モジュール１０６と、ＣＰＵモジュール１０８と、画像データを記憶するフレーム・バッファとして当業界で知られているメモリ・モジュール１１３とを含んでいる。計算機システム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、又、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と交信している。
【００４９】システム制御部１２２は、バックプレーン１１８によってまとめて接続された一組のモジュールを含んでいる。これらのモジュールは、ＣＰＵモジュール１１９と、パルス発生器モジュール１２１とを含んでおり、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に接続している。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）をオペレータから受け取る。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１２１は、発生されるべきＲＦパルスのタイミング、振幅及び形状、並びにデータ収集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、一組の勾配増幅器１２７に接続しており、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は又、患者に接続されたいくつかの異なるセンサからの信号、例えば電極からの心電図（ＥＣＧ）信号又はベローズからの呼吸信号を受信する生理学データ収集制御装置１２９から患者のデータを受信する。最後に、パルス発生器モジュール１２１は、走査室インタフェイス回路１３３に接続しており、走査室インタフェイス回路１３３は、患者及びマグネット・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も又、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。
【００５０】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、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、全体的に参照番号１３９で示すアセンブリ内の対応する勾配コイルを励起して、収集される信号を空間的にエンコードするのに用いられる磁場勾配を発生する。勾配コイル・アセンブリ１３９は、分極マグネット１４０と全身型ＲＦコイル１５２とを含んでいるマグネット・アセンブリ１４１の一部を形成している。システム制御部１２２内の送受信器モジュール１５０がパルスを発生し、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ＲＦコイル１５２に結合される。患者の内部の励起した核によって放出される結果として生ずる信号は、同じＲＦコイル１５２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に結合され得る。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、濾波されると共に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をコイル１５２に電気的に接続し、受信モード時には前置増幅器１５３をコイル１５２に電気的に接続する。送信／受信スイッチ１５４は又、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コイル（例えば、頭部コイル又は表面コイル）を用いることを可能にしている。
【００５１】ＲＦコイル１５２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１６０へ転送される。走査が完了してデータの配列の全体がメモリ・モジュール１６０内に収集されたときに、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・セットへフーリエ変換する。この画像データ・セットは、シリアル・リンク１１５を介して計算機システム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・セットをテープ・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１００へ伝送すると共に表示装置１０４に表示してもよい。
【００５２】図１及び図２について詳細に説明する。送受信器１５０は、電力増幅器１５１を介してコイル１５２Ａの所でＲＦ励起磁場Ｂ1 を発生すると共に、コイル１５２Ｂ内に誘導された結果としての信号を受信する。上述のように、コイル１５２Ａ及びコイル１５２Ｂは、図２に示すような分離型であってもよいし、又は図１に示すような単一の全身型コイルであってもよい。ＲＦ励起磁場の基本周波数、即ち搬送周波数は、周波数合成器２００の制御下で発生されている。周波数合成器２００は、ＣＰＵモジュール１１９及びパルス発生器モジュール１２１から一組のディジタル信号を受信する。これらのディジタル信号は、出力２０１の所で発生されるＲＦ搬送波信号の周波数及び位相を示している。命令に従って発生されたＲＦ搬送波は、変調器及びアップ・コンバータ２０２に印加され、ここで、その振幅は、やはりパルス発生器モジュール１２１から受信された信号Ｒ（ｔ）に応答して変調される。信号Ｒ（ｔ）は、発生されるべきＲＦ励起パルスの包絡線を画定しており、記憶された一連のディジタル値を順次読み出すことによりモジュール１２１内で発生されている。これらの記憶されたディジタル値は又、オペレータ・コンソール１００から変更可能であり、任意の所望のＲＦパルス包絡線を発生することができる。
【００５３】出力２０５の所で発生されたＲＦ励起パルスの振幅は、バックプレーン１１８からディジタル命令を受信している励起信号減衰器回路２０６によって減衰される。減衰されたＲＦ励起パルスは、ＲＦコイル１５２Ａを駆動する電力増幅器１５１へ印加される。送受信器１２２のこの部分に関する更なる詳細については、米国特許第４，９５２，８７７号に記載されている。
【００５４】図１及び図２について説明を続ける。被検体によって発生された信号は、受信器コイル１５２Ｂによって捕えられ、前置増幅器１５３を介してもう１つの受信信号増幅器２０７の入力へ印加される。受信信号増幅器２０７は、バックプレーン１１８から受信されたディジタル減衰信号によって決定されている量だけ信号を更に増幅する。
【００５５】受信される信号は、ラーモア周波数又はそれに近い周波数であり、この高周波信号は、ダウン・コンバータ２０８によって次の２段階の処理で下降変換（ダウン・コンバート）される。即ち、先ず、ＮＭＲ信号を線２０１の搬送波信号と混成し、次いで結果である差信号を線２０４の２．５ＭＨｚの基準信号と混成する。下降変換されたＮＭＲ信号は、アナログからディジタルへの（Ａ／Ｄ）変換器２０９の入力へ印加され、Ａ／Ｄ変換器２０９は、アナログ信号をサンプリングしてディジタル化すると共に、これをディジタル検出器及び信号プロセッサ２１０へ印加し、ディジタル検出器及び信号プロセッサ２１０は、受信された信号に対応する１６ビットの同相（in-phase（Ｉ））値及び１６ビットの直角位相（quadrature（Ｑ））値を発生する。受信された信号のディジタル化されたＩ値及びＱ値の結果であるストリームは、バックプレーン１１８を介してメモリ・モジュール１６０へ出力され、ここで画像を再構成するのに用いられる。本発明の好ましい実施例に採用されているＥＰＩパルス・シーケンスを図３に示す。スライス選択勾配パルス２５１の存在下で９０°ＲＦ励起パルス２５０が印加されており、スライス内に横磁化を発生する。励起したスピンは、スライス選択勾配上の負のローブ２５２によってリフェーズされ、次いで、ある時間間隔が満了すると、１８０°ＲＦリフォーカシング・パルス２６０がスライス選択勾配パルス２６２の存在下で印加される。このＥＰＩパルス・シーケンスの間には、参照番号２５３に示すように、総数でＮy （例えば、Ｎy ＝１２８）の独立したＮＭＲエコー信号が収集される。各々のＮＭＲエコー信号２５３は、個別に位相エンコードされて、単調な順序でｋy 空間を走査する。
【００５６】ＮＭＲエコー信号２５３は、振動型読み出し勾配２５５の印加によって発生されるグラディエント・リコールド・エコーである。読み出しシーケンスは、プリフェイジング読み出し勾配ローブ２５６で開始し、読み出し勾配が正値と負値との間を振動するのと同時にエコー信号２５３が発生される。各々の読み出し勾配パルス２５５の最中に、各々のＮＭＲエコー信号２５３から総数でＮx （例えば、Ｎx ＝１２８）のサンプルが採取される。連続したＮy 個のＮＭＲエコー信号２５３は、一連の位相エンコーディング勾配パルス２５８によって別個に位相エンコードされる。収集されるエコー信号の前にプリフェイジング位相エンコーディング・ローブ２５９が発生されて、中央のビュー（ｋy ＝０）を所望のエコー時間（ＴＥ）の所に配置する。読み出し勾配パルス２５５が極性をスイッチするのと同時に後続の位相エンコーディングパルス２５８が発生され、これらのパルス２５８は、位相エンコーディングをｋy 空間の全体にわたって単調に上方に段階的に変化させる。
【００５７】従って、ＥＰＩパルス・シーケンスの完了時には、別個に位相エンコードされたＮy 個のＮＭＲエコー信号２５３の別個に周波数エンコードされたＮx 個のサンプルが収集されている。ノン・スキップ・エコーＥＰＩ用の行フリッピング（row-flipping）の後に、このＮx ×Ｎy の要素から成る複素数の配列が、その両方の次元（ｋy 及びｋx ）に沿ってフーリエ変換されて、その２つの次元（ｘ及びｙ）の各々に沿ったＮＭＲ信号の大きさを示す画像データ・セットを発生する。
【００５８】図４を詳細に見ると、図３のＥＰＩパルス・シーケンスのスライス選択勾配波形を変更することにより、本発明の第１の好ましい実施例が実現されている。より具体的には、１８０°ＲＦパルスに関連した右側の勾配クラッシャ２７２の直後に、台形の勾配ローブ２７０が追加されている。補償用勾配ローブ２７０の面積は、固定された持続時間と固定された立ち上がり時間とを有しており、その振幅は、前述した式（２７）に従って、スライスのｚ−オフセットに比例している。
【００５９】図５を詳細に見ると、本発明の第２の好ましい実施例が、各々のＥＰＩパルス・シーケンスの最中に、エコーの収集と収集との間でマクスウェル位相を補償している。このことは、連続したエコー信号の読み出しと読み出しとの間にスライス選択勾配ブリップ２７４を追加することにより行われている。各々の勾配ブリップ２７４の面積は、前述した式（２８）に従って算出されている。
【００６０】図６を詳細に見ると、本発明の第３の好ましい実施例が、各々のＥＰＩパルス・シーケンスの最中にエコー信号が収集されるのと同時にマクスウェル位相を補償している。このことは、各々のエコー信号の読み出し中にスライス選択勾配ローブ２７６を追加することにより行われている。これらの台形勾配ローブ２７６の振幅は、前述した式（２９）によって決定されている。
【００６１】図７を詳細に見ると、本発明の第４の好ましい実施例が、ＥＰＩパルス・シーケンスの読み出し部分の最中にマクスウェル位相を補償している。このことは、読み出し時間の全体にわたって一定の低振幅のスライス選択勾配２７８を追加することにより行われている。本発明のこの実施例を用いる場合に、補償用勾配２７８の振幅は、前述した式（３０）によって与えられている。
【００６２】図８を詳細に見ると、本発明の第５の好ましい実施例において、補償用勾配磁場が読み出し方向に印加されている。より明確に述べると、２極の勾配波形２９５が、１８０°ＲＦパルス２６０に先立って読み出し勾配によって発生されている。２極の勾配２９５の正味の面積は、読み出し軸に沿った空間エンコーディングに影響を与えないように、ゼロになっている。補償用の２極の勾配波形２９５によって発生されるマクスウェル位相は、中央のエコー（ｋy ＝０）が収集される点までは、交番型読み出し勾配２５５によって発生されるマクスウェル位相に等しくなるように設定されている。この振幅を、２極の勾配２９５の持続時間を延長することにより減少させることもできる。
【００６３】図９を詳細に見ると、本発明が採用されたときに達成される効果が、補正を行わない従来のＥＰＩパルス・シーケンスと比較されている。システムの等価中心（即ち、ｚ＝０）の両側へ１４ｃｍにわたって位置している１５のアキシャル・スライスが収集された。信号強度は、矩形の関心領域内のすべてのピクセルについて画像強度を積分することにより測定された。実線２９０によって示すように、未補正の画像についての信号低下は、等価中心から１４ｃｍの距離において近似的に５０％であった。他方、破線２９２によって示すように、本発明の第１の好ましい実施例を用いて同じアキシャル・スライスを収集するときには、有意の信号低下は存在しない。
【出願人】 【識別番号】３９００４１５４２
【氏名又は名称】ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ
【氏名又は名称原語表記】ＧＥＮＥＲＡＬ ＥＬＥＣＴＲＩＣ ＣＯＭＰＡＮＹ
【出願日】 平成１０年（１９９８）６月３０日
【代理人】 【弁理士】
【氏名又は名称】生沼 徳二
【公開番号】 特開平１１−１０４１１０
【公開日】 平成１１年（１９９９）４月２０日
【出願番号】 特願平１０−１８４３４１