JPH11113880A - 磁気共鳴イメージング装置における静磁場均一化方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 医療用の磁気共鳴イメージング装置におい
て、被写体の３次元領域内の静磁場分布を高速で計測し
補正する方法を提供する。 【解決手段】 被写体の関心領域外の磁化をプレサチし
た後、磁化を小フリップ角の高周波パルス１１で励起
し、直交２方向に３ステップずつの位相エンコード１
４，１６を施した後、リードアウト傾斜磁場１８を連続
反転しつつ信号１９を計測する。信号を４次元フーリエ
変換し、ボクセルの水プロトンの周波数から被写体のボ
クセル毎の静磁場分布を得る。この静磁場分布を球面調
和関数の１次及び２次項を用いて近似的に展開し、シム
電流値を得る。高速ＭＲＳＩ法を少数のエンコードで実
行するため、被写体の３次元領域内の静磁場分布を２秒
程度で得ることができ、静磁場分布の均一化工程全体を
数秒で完了できる。その結果、ＥＰＩ法やスペクトロス
コピックイメージング法の画像を高画質で得ることがで
きる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴イメージ
ング（以下、ＭＲＩという）装置において静磁場の均一
化を図る方法に関し、特に被写体の置かれた状態で所定
の体積部分の静磁場を迅速に均一化する方法に関する。

【０００２】

【従来の技術】ＭＲＩの代表的な画像構成方法である２
Ｄ或いは３Ｄフーリエ変換法では、空間的に一様な、一
定方向（これをｚ方向とする）を向いた静磁場内に被写
体を置き、この被写体の核スピンを高周波パルスの印加
により横平面（ｘ，ｙ平面）へ倒し、その後所定の組合
せの傾斜磁場を印加することにより、核スピンの位相
（基準方向、例えばｙ軸方向からの方位角）に空間的位
置に応じた分布を生じさせて信号を計測する。

【０００３】しかし、静磁場が均一でない場合にはこれ
による位相回転が生じ、これにより偽像，位置歪み等が
発生し画質は劣化する。静磁場不均一は、第１に静磁場
発生磁石の装置的限界により生じ、更に生体自体が組織
毎に僅かに異なる透磁率をもつため、被写体内部の静磁
場には分布が生じることにより生じる。

【０００４】ＭＲＩでは、このようなアーチファクトを
低減する上でシミング（静磁場均一化）が重要であり、
特に、生体に起因する静磁場不均一の補正（以下、生体
シミングと記す）は、被写体毎に行う必要があるため、
処理が短時間に完了しなければならない。

【０００５】一般的に生体シミングは、被写体内の透磁
率分布により誘起される静磁場分布を予めＭＲＩの手法
により計測し、これに基づいて補正シム電流を計算し、
シムコイルにこの電流を流して不均一と逆向きの磁場を
発生させることにより静磁場分布を平坦化する。本撮像
はこのシミングの下で行う。

【０００６】生体内の静磁場分布を計測する方法として
は、磁化の展開時間が異なる２枚の複素画像から被写体
内の静磁場分布を得る方法（特開平４−２８８１３６号
および米国特許５，１６８，２３２）や、特定の化学シ
フトを抑制した上で画像を計測することにより、静磁場
分布を化学シフトと分離して得る方法（特公平６−４４
９０４号公報）がグローバーらにより提案されている。
これらの方法はいずれもＲＦスピンエコーの発生時刻と
傾斜磁場エコーの発生時刻とを異ならせることにより、
静磁場分布による位相分布が信号に生じるようにし、こ
の位相分布から静磁場分布を得るものである。

【０００７】静磁場分布計測は本撮像に先立つ予備撮像
として患者毎に実施するため、これを高速化する方法と
して、単一の励起で位相分布画像を得る方法（例えば、
「肺及び心臓における動的磁場変化およびＥＰＩ幾何学
的歪み」（Dynamic Field Changes and EPI Geometric
Distortions in the Chest and Heart）S.Kanayama,S.K
uhara and K. Satoh, Proceedings of the Society of
Magnetic Resonance,746(1995)）も提案されている。

【０００８】これらの位相分布から静磁場分布を得る手
法としては、ＥＰＩ法やＦＳＥ法を用いればスライス内
の静磁場分布計測は例えば数秒程度の短時間で行うこと
ができる。また画像マトリクスを通常画像並み、例えば
３４ないし１２８程度に比較的大きくできる。従ってス
ライス内の静磁場分布を計測するには有効な方法といえ
る。

【０００９】しかし、３次元体積内の静磁場分布を得る
ためには厚さ方向の位相エンコードの反復が必要になる
ため、厚さ方向のマトリクスを通常画像並みに大きくと
ると、短時間計測の利点は失われてしまう。逆に厚さ方
向のマトリクスを小さく取ると、スライス内のマトリク
スのみを大きくとる意義が薄れる。また、位相を用いる
ことに付随する問題として、位相アンラップの問題があ
る。これはピクセル間で２πラジアン以上の位相差が生
じた場合、主値を如何に見いだすかという問題であり、
煩雑な処理が必要になる。

【００１０】位相を用いない静磁場分布計測法として
は、ケミカルシフトを用いる方法がある。これは３Ｄ／
４Ｄ−ケミカルシフトイメージング（ＣＳＩ：Chemical
ShiftImaging）法によりマルチピクセルあるいはボク
セルのスペクトルを計測し、水プロトン等の特定の分子
のスペクトル線の周波数から直接局所の磁場強度を得る
方法である。スペクトルの周波数から、局所の静磁場強
度が式（１）によって求められる。

【数１】 この静磁場分布計測法は、ピクセルの静磁場強度や静磁
場均一度を元に、水以外のスペクトル位置を修正するの
に適用されている。

【００１１】

【発明が解決しようとする課題】しかし、３Ｄ／４Ｄ−
ＣＳＩ法を生体シミングの予備撮像として適用する場
合、計測に長時間を要するという欠点がある。例えば３
次元体積の計測には、位相エンコードの反復ループが３
重になるため、マトリクス数の３乗回の励起が必要にな
る。一例として反復時間（ＴＲ）を１秒とし、マトリク
スを１６×１６×１６とすると１秒×１６×１６×１６
＝約６８分が必要になる。

【００１２】

【課題を解決するための手段】上記課題を解決するた
め、本発明では静磁場分布測定およびシム電流決定を含
む生体シミングにおいて、静磁場分布測定方法として、
３次元高速ＭＲスペクトロスコピックイメージング法
（MR Spectroscopic Imaing：以下ＭＲＳＩという）法
を採用する（P.Mansfieldによる論文「ＮＭＲにおける
化学シフトの空間マッピング」（Spatial Mapping of t
he Chemical Shift in NMR）、マグネティック レゾナ
ンス イン メディスン（Magn. Reson. Med.）1,370-3
86（1984）や松井らによる論文「高速高空間分解能ＮＭ
Ｒスペクトロスコピー」（High-SpeedSpatially Resolv
ed High-Resolution NMR Spectroscoy）、J.Am.Chem.So
c.,107,2817-2818（1985）を参照のこと）。また、シム
電流を決定するに際し、静磁場分布の展開を２次項まで
とする。これにより、実用的で迅速な静磁場均一化方法
を提供する。

【００１３】即ち、本発明の静磁場均一化方法は、 １）高周波磁場の照射により被写体の所望の体積部分を
励起し、次いで２方向の位相エンコード傾斜磁場を印加
し、更にリードアウト方向に連続反転する傾斜磁場を印
加する基本シーケンスを繰り返す３次元ＭＲＳＩ法によ
り、被写体の所望の体積部分についてマルチボクセルス
ペクトルを取得し、 ２）各々のボクセルのスペクトルの特定ピークの共鳴周
波数を静磁場強度に換算することにより、体積部分の静
磁場分布を得、 ３）この静磁場分布を複数のシミング手段が発生する磁
場分布で展開し、 ４）該静磁場分布を最小化するように各々のシミング手
段に流す電流を最適化することにより、被写体の所望の
体積部分の静磁場分布を均一化する。

【００１４】３次元ＭＲＳＩ法は、リードアウト方向の
傾斜磁場を連続反転させ、空間情報とスペクトル情報を
重畳させて取得することにより、反復ループを１次元分
削減した高速スペクトロスコピックイメージング方法で
あり、短時間にマルチボクセルスペクトルを取得するこ
とができる。

【００１５】特定のスペクトルピークとしては水プロト
ンの共鳴周波数を用いることが好ましい。これにより生
体内の概ね全てのボクセルに亘り静磁場強度を計測でき
る。また短時間化のために、繰り返し時間（ＴＲ）を短
縮した場合にも高周波磁場として低フリップ角のパルス
を用いることにより、高信号が得られる。更に３次元Ｍ
ＲＳＩ法としてスピンエコー（ＳＥ）法を基本としたシ
ーケンスを採用しＴＥを長く設定した場合に、Ｔ２の差
を利用して束縛水等からの信号を消去したシャープなス
ペクトルを得ることができ、共鳴周波数の読み取り精度
が向上する。

【００１６】また本発明の好適な態様においては、工程
２）で静磁場分布を展開するに際し、球面調和関数の１
次項および２次項を用いて展開し、概略球面調和関数の
１次項および２次項を生成する少なくとも８つのシミン
グ手段を用いて所望体積部分内の静磁場を補正する。本
発明においてシミング手段として、１次項の磁場分布を
有する傾斜磁場コイル及び概略２次項以上の高次磁場分
布を有するシムコイルを利用する。

【００１７】２次以下の項のみを用いて静磁場分布を近
似することにより、小数のボクセルの静磁場計測データ
で展開項を決定でき、静磁場計測を実際的な短い時間内
に行うことができる。また２次項以下とすることによ
り、シミング手段として特定の高次項のみを発生するシ
ムコイルを製作する困難性を回避でき、また一般に３次
以上の高次項成分は小さいので、実用上十分精度のある
補正を行うことができる。

【００１８】２次以下の項数は８項であるため、ボクセ
ル数は原理的に８以上であればよく、例えば３×３×３
（＝２７）とすることができる。この場合、上記３次元
ＭＲＳＩ法における反復ループ数９回で静磁場計測を行
うことができる。

【００１９】更に本発明の好適な態様として、３次元Ｍ
ＲＳＩ法において、リードアウト方向のマトリクス数を
残りの２方向よりも大きく設定する。これにより静磁場
計測時間を実質的に延長することなく、スペクトル方向
に高精度な情報を得ることができる。

【００２０】

【発明の実施の形態】以下、本発明を実施例に基づき詳
細に説明する。図４は本発明が適応されるＭＲＩ装置の
概略構成図であり、この装置は、被検体４０１内部に一
様な静磁場Ｂ０を発生させるための静磁場発生磁気回路
４０２、直交するｘ，ｙおよびｚの３方向に強度が線形
に変化する磁場勾配を与えるための傾斜磁場発生系４０
３，被検体４０１に高周波磁場を発生する送信系４０
４，被検体から生じる核磁気共鳴信号を検出するための
検出系４０５，検出された信号を処理，記憶するための
信号処理系４０６，これら傾斜磁場発生系４０３，送信
系４０４，検出系４０５を制御するシーケンサ４０７及
び装置全体の制御及び信号処理系における各種演算を行
うコンピュータ４０８を備え、更にコンピュータ４０８
に指令を与える操作部４２１を備える。

【００２１】静磁場発生磁気回路４０２は、図示しない
が均一な静磁場を発生するための電磁石または永久磁石
と、静磁場の不均一性を補正するためのシムコイル４３
０及びシム電源４３１とを備えている。シムコイル４３
０は、例えばｚ２，ｘｚ，ｘｙ，ｙｚ，ｘ２−ｙ２等の
２次コイルやｚ３，ｚ２ｘ，ｚ２ｙ等の３次コイルを組
合せて用いる。１次項の補正は、ｘ，ｙ，ｚ方向の線形
傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル４０９を用い、本来
の傾斜磁場発生電流にシム補正電流を重畳して供給す
る。本発明においてシミング手段とは、これらシムコイ
ル４３０及び傾斜磁場コイル４０９を含む。図６はシム
コイルによって発生する磁場分布の一例を示したもの
で、ｙ−ｚ面内分布を、正側を実線で、負側を破線で等
高線表示している。

【００２２】次に装置の動作の概要を説明する。送信系
４０４においてシンセサイザ４１１により発生させた高
周波を変調器４１２で変調し電力増幅器４１３で増幅
し、送信コイル４１４ａに供給することにより被検体４
０１の内部に高周波磁場を発生させ、核スピンを励起さ
せる。通常は¹Ｈを対象とするが、³¹Ｐ，¹²Ｃ等、核ス
ピンを有する他の原子核を対象とすることもある。

【００２３】この際、被検体から生じる核磁気共鳴信号
に位置情報を付与するために傾斜磁場コイル４０９によ
り傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを発生する。３軸方向の傾
斜磁場コイル４０９は、それぞれ電源４１０から電流の
供給を受け、高周波磁場の照射とともにシーケンサが制
御する所定のパルスシーケンスに従って駆動される。

【００２４】被検体４０１から放出される核磁気共鳴信
号は検出系４０５において受信コイル４１４ｂにより受
信され、増幅器４１５を通った後、検波器４１６で直交
位相検波され、シーケンサ４０７からの命令によるタイ
ミングでＡ／Ｄ変換器４１７を経てコンピュータ４０８
へ入力される。高周波コイル４１４ａ，４１４ｂは送受
信両用の１つのコイルであってよく、別々でもよい。コ
ンピュータ４０８は信号処理後、前記核スピンの密度分
布，緩和時間分布，スペクトル分布等に対応する画像を
ＣＲＴ等のディスプレイ４２８に表示する。計算途中の
データあるいは最終データはメモリ４２５に収納され
る。傾斜磁場発生系４０３，送信系４０４，検出系４０
５は全てシーケンサ４０７によって制御され、このシー
ケンサ４０７はコンピュータ４０８によって制御され
る。

【００２５】本発明はこのような構成におけるＭＲＩ装
置の静磁場の不均一性（静磁場分布）、特に生体に起因
する静磁場不均一の計測とそれに基づくシムコイルの制
御に関するものであり、１）被検体が置かれた状態での
静磁場分布の計測工程と、２）計測された静磁場分布を
シムコイルが発生する磁場分布で展開する工程と、３）
シムコイルに供給する補正電流を求める工程とからな
る。

【００２６】１）静磁場分布計測工程 静磁場分布計測工程は、高速ＭＲＳＩ法によるパルスシ
ーケンスを採用し、これによってボクセル毎のスペクト
ルを求める。ここでは一例として図２に示すように被検
体頭部２１の３×３×３（ボクセル数＝２７）のマトリ
クス２２についてスペクトルを得る場合を説明する。ま
ず、一般的な領域選択性ＲＦパルスと拡散傾斜磁場の組
合せを複数回印加して、関心領域外を予備飽和（プレサ
チュレーション）し、関心領域外からの信号の発生を抑
制する。続いて図１に示す高速ＭＲＳＩ法を実施する。

【００２７】この実施例はグラディエントエコー（Ｇｒ
Ｅ）法を基本とする高速ＭＲＳＩ法を採用しており、関
心領域を選択的に励起するＲＦパルス１１を傾斜磁場
（ここではｚ方向の傾斜磁場）１３とともに印加し、次
に２方向（ここではｚ及びｙ方向）の位相エンコード傾
斜磁場１４，１６を印加し、リードアウト方向（ｘ方
向）の傾斜磁場１８の反転を繰り返しながら、エコー信
号１９を計測する。

【００２８】ここでＲＦパルス１１のフリップ角αは９
０゜でもよいが、生体シミングを短時間で行うために、
９０゜より小さいことが好ましい。一例として（９０゜
×ＴＲ）／Ｔ１とする。ここでＴ１は、対象とする組織
のおおよそのＴ１値であり、繰り返し時間ＴＲとしてＴ
１より長い値を用いる場合は、Ｔ１／ＴＲ＝１に置換す
る。小フリップ角のパルスを用いることにより信号強度
の低下を抑えて繰り返し時間ＴＲを短縮できる。フリッ
プ角のとり方については、上述のように一定としてもよ
いが、励起毎に順次増加させててもよく、その場合発生
する横磁化成分を一定にすることができる。

【００２９】このようなシーケンスを繰り返し時間ＴＲ
で繰り返し、２方向に位相エンコードループを実行する
ことにより、ｘ軸，ｙ軸，ｚ軸及び時間（δ）軸の４次
元データを得る。シーケンスの繰り返しにおいて残留横
磁化のコヒーレンスを除去するため、リードアウト方向
にはスポイラー傾斜磁場２１を付加し、位相エンコード
の累積を防ぐために位相方向にはリワインド傾斜磁場２
０を付加する。

【００３０】位相エンコード方向（ｙ，ｚ方向）のステ
ップ数はその方向のボクセル数に対応し、ここでは３ス
テップずつのエンコードを反復する。従って３×３回の
繰り返しで計測を終える。リードアウト方向のサンプリ
ング点数は、その方向のボクセル数に対応し、ここでは
サンプリング点数は３点とする。リードアウト方向の傾
斜磁場の反転回数は、時間軸方向のマトリックス数の１
／２となり、数１０程度とすることができる。

【００３１】このシーケンスによって計測されたデータ
のｋ空間配置を図３に示す。図３は、特定の位相ステッ
プｋｙ，ｋｚについて、ｋｘ−ｋδ平面の軌跡を描いて
おり（ｋδ軸は時間軸）、１つのエコー３１について３
つのサンプリング点３２，３３，３４でサンプリングさ
れていることを示す。このような計測データにｋｘ，ｋ
ｙ，ｋｚ，ｋδについての４次元ＦＦＴを施し、図２に
示すようにボクセル毎のプロトンスペクトルを得る。各
ボクセルのスペクトルから水プロトンのピーク周波数２
３を得、この周波数から静磁場分布を得る。水プロトン
の共鳴周波数を用いることにより、生体内の概ね全ての
ボクセルに亘り静磁場強度を計測できる。

【００３２】一例として、リードアウト方向の傾斜磁場
を周期６ｍｓの矩形波で２６回反復して印加し、５２の
エコーを取得したとする。一般にスペクトル計測帯域Ｌ
δはｋδ方向のデータ間隔を△ｔ（図３）とするとき、
Ｌδ＝１／（△ｔ）の関係があるので、ここでは１／
（６ｍｓ）＝１．６７Ｈｚとなる。これは１．５ＴのＭ
ＲＩでは２．６ｐｐｍに相当し、生体内に存在する各種
代謝物プロトンのスペクトル帯域（５ｐｐｍ）よりも狭
いため、計測帯域外部のピークが帯域内に折り返してく
るが、通常の代謝物の強度は水よりも３ないし４桁小さ
いため、水のピークの同定と位置の検出には障害になら
ない。皮下脂肪等は水に匹敵する場合もあるが、脂肪の
ピーク（例えば図２の２４）は水とは隔たっているため
これも障害にはならない。一般に代謝物の定量を行おう
とすると折り返しは同定と定量の障害になるが、ここで
は大量に存在する水の周波数を計測するだけでよいこと
が利点となる。

【００３３】尚、ボクセルの静磁場が２．６ｐｐｍ以上
基準値よりもずれていた場合は、水ピークが２回以上折
り返されるため真の周波数が判定困難になるが、通常の
撮影条件ではこのような大きなずれは生じにくい。ま
た、リードアウト傾斜磁場の反転周期を６ｍｓよりも短
くし、データ間隔Δｔを短く設定しておけば折り返しは
回避できる。ＥＰＩに対応した高磁場ＭＲＩ装置であれ
ば反転周期を２ｍｓ程度まで短くすることは可能であ
る。

【００３４】また、図３では簡単のため傾斜磁場の正負
のエコーを個別に処理して個別のスペクトルを得るもと
のしているが、位相補正等を施した後、合わせて処理し
てもよく、その場合は△ｔは図３よりも短く（△ｔ／
２）なり、計測帯域Ｌδは拡張される。

【００３５】スペクトルの周波数分解能△ｆは計測時間
Ｔと△ｆ＝１／Ｔの関係があり、前掲の例では、Ｔ＝１
５６ｍｓ（＝６ｍｓ×２６）、△ｆ＝６．４Ｈｚとな
る。これは１．５ＴのＭＲＩでは０．ｌｐｐｍに相当す
る。従って、静磁場の計測精度も最高で０．ｌｐｐｍと
なる。ＥＰＩで顕著なアーチファクトが発生しない静磁
場均一度は約０．３ｐｐｍ以下であるため、計測精度と
しては十分である。

【００３６】尚、上記実施例ではリードアウト方向のサ
ンプリング点数を３点として説明したが、サンプリング
点数は計測時間を延長しない範囲で大きくとることがで
き、その場合オーバーサンプリングしたデータの平均値
を記録することは当然可能である。

【００３７】水プロトンのピーク周波数は、上述のよう
に４Ｄ−ＦＦＴによって得られたボクセル毎のプロトン
スペクトルから計算機により自動検出する。ピーク検出
方法としては、標準となる水の位置を中心としてローレ
ンツ曲線をあてはめ、その位置，幅，高さを微調整する
方法がある。また、必要に応じて位相補正を併用する。

【００３８】次にボクセル毎に水のピーク位置から静磁
場磁場強度を式（２）により計算する。

【数２】 式中δｗ（ｘ，ｙ，ｚ）は、基準位置からの水ピークの
シフト（ｐｐｍ）,Ｂｅ（ｘ，ｙ，ｚ）は静磁場不均一
である。

【００３９】あるボクセルの水ピークの基準位置（４．
７ｐｐｍ）からのずれδｗは、そのボクセル内を平均し
た静磁場の不均一を示すので、各ボクセルについて静磁
場強度を求めることにより関心領域全体について静磁場
分布をマッピングすることができる。ただし、ボクセル
内の水の分布が片寄っている場合は、ボクセル内の水の
分布で重み付けした平均となる。

【００４０】２）計測された静磁場分布をシムコイルが
発生する磁場分布で展開する工程 この工程では、先に得られた３×３×３個のボクセルに
亘る静磁場分布を球面調和関数で展開する。ＭＲＩで
は、多くの場合シムコイルは概略球面調和関数状の磁場
を発生するように設計されているので、球面調和関数で
展開することにより、その係数から直ちにシム電流を求
めることができる。

【００４１】球面調和関数は表１に示すような関数形か
らなるが、本実施例では２次以下の項のみを用いて静磁
場分布を近似する。一般に３次以上の高次項成分は小さ
く、実用的には２次以下の項のみで十分静磁場均一化が
達成されるからである。表１関数形のうち、１次項は
ｘ，ｙ，ｚの３項、２次項はｚ²，ｚｘ，ｘ²−ｙ²，ｘ
ｙ，ｚｙの５項であり、これらの合計８頃の係数を求め
る。

【表１】 各調和関数の係数の決定には例えば勾配法等を用い、式
（３）の残差Ｉを最小化する。

【数３】 式中、Ｐｉ（ｘ，ｙ，ｚ）は球面調和関数、Ｃｊはその
係数である。ｖに関する総和は、均一化を行う体積内
（ここでは２７のボクセル）の各座標（ｘ，ｙ，ｚ）に
亘って行う。

【００４２】ここで計測体積の中心がシムコイルの中心
と一致している場合は、係数の決定は容易である。一致
していない場合は、計測した静磁場分布Ｂｅ（ｘ，ｙ，
ｚ）と各シムコイルの生成する磁場分布Ｐｉ（ｘ，ｙ，
ｚ）の座標系が一致するよう変換処理を行ってから係数
を決定する。

【００４３】３）シム電流を求める工程 この工程では、前工程で得られた球面調和関数の係数か
らシムコイルへ流す補正電流を求める。補正電流は理想
的には計測した静磁場分布と振幅が等しく、向きが反対
の補正磁場分布を発生する。前述したように、シムコイ
ルが概略球面調和関数状の磁場を発生するように設計さ
れている場合には、球面調和関数の係数から直ちにシム
電流を求めることができる。この場合、シムのコイル毎
の固有の磁場発生効率を考慮する。

【００４４】別法として、各シムコイルの生成する磁場
分布（シム特性）から、式（４）に示す行列演算により
補正電流を求めてもよい。

【数４】 式中、Ａはシム特性行列（Ａｊｋ＝δＢｊ／δＩｋ）を
表し、要素は第ｋチャンネルシム電流の微小変化に対す
る第ｊ画素の静磁場変化で表される。△Ｉはシム電流ベ
クトル、Ｂ０は画素毎の静磁場偏倚を１次元に再配列し
たベクトル、ＡｔはＡの転置行列である。シム特性は、
予め水などの均質な試料を用いて、シムコイルに流す単
位電流当りの静磁場分布の変化を測定することにより、
求めることができ、行列或いは調和関数で展開した展開
関数の形式でメモリ内に記憶される。

【００４５】この方法はシムコイルが球面調和関数とは
異なる磁場、あるいは複数の球面調和関数の合成磁場を
発生する場合にも適用できる。

【００４６】以上の３つの工程は、本撮像に先立つプリ
スキャンとして行われ、これら工程で得たシム電流のう
ち、１次シム値は傾斜磁場のオフセットとして設定し、
２次シム値は２次シムコイルへ設定する。しかる後に本
撮像を実行する。

【００４７】この方法によれば、きわめて短時間に生体
シミングを実行することができ、ＥＰＩ法やスペクトロ
スコピックイメージング法など高い静磁場均一性が要求
される撮像において高画質画像を得ることができる。一
例として第１の工程におけるボクセル数を３×３×３
（＝２７），ＲＦパルスのフリップ角１０゜，シーケン
スの繰り返し時間ＴＲ＝１６０ｍｓとすると、１６０ｍ
ｓ×９＝１．４４秒の計測時間＋演算時間で静磁場補正
を行うことができる。従って、シム電流値の計算を含む
全シミング工程を数秒程度で完了できる。

【００４８】尚、以上の実施例では、第１工程における
ボクセル数は、静磁場分布を展開する場合の展開項とし
て２次項まで用いることを前提として、（３×３×３）
の場合を説明したが、既に述べたようにボクセル数は位
相エンコードステップ数及び周波数エンコード方向のサ
ンプリング点数によって決まり、これらを変えることに
より関心領域に合せた任意のボクセル数、形状とするこ
とができる。

【００４９】また展開項として３次，４次等より高次の
項を含めることも可能であり、これにより高精度なシミ
ングが可能になる。その場合、項の数に対応して体積内
の画素マトリクス数を増やす必要があるが、リードアウ
ト方向の画像マトリクス数は計測時間を延長せずに増加
させることができるので、この方向にマトリクスを大き
くとり、３次以上の展開項を用いることは有効である。
従って生体の体軸方向等、高次の不均一が予想される方
向をリードアウト方向に選ぶのが有効である。

【００５０】また、位相エンコード数を４以上とし、マ
トリクスを位相方向にも拡大すれば、３次以上の展開項
も使用できるようになり、空間的により高精度な均一化
が可能になることは言うまでもない。この場合位相エン
コードステップ数と共に計測時間は増大するが、本発明
で採用する高速ＭＲＳＩ法の時間的優位性はエンコード
ステップ数が大きいほど顕著になる。

【００５１】更に上記実施例では静磁場分布測定のため
のシーケンスとして図１に示すグラディエントエコー
（ＧｒＥ）型の高速ＭＲＳＩ法を採用したが、図５に示
すＳＥ型の高速ＭＲＳＩ法を採用してもよい。図５のシ
ーケンスは高周波パルス５１を照射し、ＴＥ／２経過後
にスピンを反転させる高周波パルス５１０を照射してい
る点が異なり、２方向に位相エンコード５４，５５を付
与すること、リードアウト方向に反転する傾斜磁場５８
を印加すること、繰り返し時間の最後にリワインド５０
１及びスポイラー５１２をそれぞれ付加することは図１
の場合と同様である。

【００５２】ＧｒＥの型のシーケンスとＳＥ型のシーケ
ンスとを比較すると、前者は低周波領域の信号が犠牲に
なるので、スペクトルのベースラインのうねりが生じ
る。但し、水ピークの検出には大きな障害にはならな
い。ＳＥ型は、計測時間はＧｒＥ型よりも長くなるが、
エコー中心のデータが取得できるので、ベースラインの
うねりを防止できる。

【００５３】また、ＳＥ型との特長として、公知のＴ２
を用いるスペクトル編集が可能になる。即ち、エコー時
間ＴＥを数１０ｍｓと大きく設定することにより、脂肪
等の短Ｔ２物質のスペクトルを消去したスペクトルを得
ることができる。スペクトル線の半値幅ν１／２はＴ２
とν１／２＝１／（πＴ２）の関係があるため、短Ｔ２
物質のピークはブロードであり、短Ｔ２物質を消去した
スペクトルはシャープになる。従ってピークの位置を高
精度に検出できる。

【００５４】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば生
体シミングを行うに際し、静磁場不均一性を測定するた
めに高速ＭＲＳＩ法によるシーケンスを小エンコードス
テップで実行するとともに、得られた静磁場分布を低次
項の調和関数で展開することにより、分布被写体に応じ
た体積内静磁場均一化を短時間で達成でき、ＥＰＩ法や
ＥＰＩ法をべースとした撮影方法の画質を向上させるこ
とができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の静磁場計測シーケンスの一実施例を示
す図。

【図２】スペクトルによる静磁場分布計測の概念を示す
図。

【図３】高速ＭＲＳＩ法のｋ空間軌跡を示す図。

【図４】本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体の構成を
示す図。

【図５】本発明の静磁場計測シーケンスの他の実施例を
示す図。

【図６】シムコイルの磁場分布を示す図。

【符号の説明】

４０１ 被写体 ４１４ａ 送信ＲＦコイル ４１４ｂ 検出ＲＦコイル ４３０ シムコイル ４３１ シム電源

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 静磁場中に置かれた被写体の所望の部位
   から発生する核磁気共鳴信号を元に前記部位を画像化す
   る磁気共鳴イメージング装置において、前記被写体の所
   望の体積部分の静磁場分布を均一化する方法であって、 １）高周波磁場の照射により前記被写体の所望の体積部
   分を励起し、次いで２方向の位相エンコード傾斜磁場を
   印加し、更にリードアウト方向に連続反転する傾斜磁場
   を印加する基本シーケンスを繰り返す３次元スペクトロ
   スコピックイメージング法により、被写体の所望の体積
   部分についてマルチボクセルスペクトルを取得し、 ２）各々のボクセルのスペクトルの特定ピークの共鳴周
   波数を静磁場強度に換算することにより、前記体積部分
   の静磁場分布を得、 ３）この静磁場分布を複数のシミング手段が発生する磁
   場分布で展開し、 ４）該静磁場分布を最小化するように各々のシミング手
   段に流す電流を最適化することを特徴とする静磁場均一
   化方法。
2. 【請求項２】 前記体積部分のマルチボクセルスペクト
   ルから計算された静磁場分布を球面調和関数の１次項お
   よび２次項を用いて展開し、概略球面調和関数の１次項
   および２次項を生成する少なくとも８つのシミング手段
   を用いて前記体積内の静磁場を補正する請求項１記載の
   静磁場均一化方法。
3. 【請求項３】 前記３次元スペクトロスコピックイメー
   ジング法において、リードアウト方向のマトリクス数を
   残りの２方向よりも大きく設定することを特徴とする請
   求項１又は２に記載の体積内静磁場均一化方法。