(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体を配設する空間に均一な磁場を発生する静磁場発生手段と、前記空間に位置に応じて磁場強度が異なる磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記静磁場発生手段の発生する静磁場の均一度を改善する磁場を発生する補正手段と、前記被検体の核スピンを共鳴励起する高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段と、前記核スピンの核磁気共鳴信号を検出する検出手段と、前記検出された核磁気共鳴信号を演算処理し、結果を表示する手段とを備え、核磁気共鳴現象を利用して被検体の内部を計測して診断情報を得る磁気共鳴検査装置において、
前記補正手段は、複数の磁場発生用コイルと、前記磁場発生用コイルの各々を直流成分と交流成分の合成された電流で駆動する電源とを有し、前記補正手段により発生する補正磁場と前記被検体との位置を相対的に変化させる手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴検査装置。
【請求項２】
前記電源は、所定の波形の交流を出力する手段と、前記複数の磁場発生用コイルに所定の補正磁場発生用直流電流を出力する手段と、前記直流電流を前記交流で変調し、各磁場発生用コイルに印加する手段とを備えたことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴検査装置。
【請求項３】
前記補正磁場は、前記被検体に対する回転磁場であることを特徴とする請求項１又は２に記載の磁気共鳴検査装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は核磁気共鳴（以下、ＮＭＲという）現象を用いて、人体の内部を無侵襲に測定して医学診断に供する画像やスペクトルを得る磁気共鳴検査装置に関すし、特に、実質的な静磁場を高均一度を図った磁気共鳴検査装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴検査（以下、ＭＲＩという）装置はＮＭＲ現象を利用して被検体である人体の内部組織のＮＭＲ信号から断層画像を構成したり、検査部位のＮＭＲスペクトルを計測して医学診断に役立つ情報を無侵襲に得る検査装置である。
【０００３】
ＭＲＩ装置では、被検体は永久磁石或いは超伝導磁石等によって形成される均一な静磁場内に置かれ、ここで被検体の組織を構成する特定原子、例えばプロトンのラーモア歳差運動の周波数（ラーモア周波数）ωと一致する周波数の高周波磁場を照射して核スピンを励起し、それが元の状態に戻るときに発生するＮＭＲ信号を自由誘導減衰（ＦＩＤ）信号として或いはスピンエコー信号として計測する。ここで原子核のラーモア周波数ωは、
ω＝γ・Ｈ０
（γは原子核に固有な定数：磁気回転比、Ｈ０は静磁場強度）
で表され、静磁場強度に依存する。通常は、静磁場に傾斜磁場を重畳して空間的に磁場強度を異ならせ、ＮＭＲ信号に位置情報を付与しながら、所定の繰り返し時間（ＴＲ）で計測シーケンスを繰り返し、１枚の画像或いはスペクトルに必要な複数のＮＭＲ信号を計測する。このようなＭＲＩ計測においては、小さな傾斜磁場で高い空間分解能を得るために静磁場には高い均一度が必要とされる。
【０００４】
また近年、単一の繰り返し時間ＴＲ内に複数の位相エンコードされたエコー信号を計測する高速撮影技術（特公平６−４６９８５号公報）や、一回の核スピンの共鳴励起で画像マトリクスに必要とする全位相エンコドのエコー信号を計測するＥＰＩ撮影技術（特公昭６０−４２９０６号公報（ＵＳＰ４，１６５，４７９））が開発され臨床適用が進められており、このような高速撮影技術では静磁場の更に高い均一度が要求される。即ち、このような高速撮影技術では、図７に示すように、読み出し用の傾斜磁場をスイッチングして複数ｎのエコー信号を発生させ、各エコー信号に異なる位相エンコードが付与されるようにしており、信号の減衰特性がｎを決める要素となる。一般に、励起された核スピンが元の状態に戻る現象を緩和といい、核スピンを巨視的磁化と見た場合に、縦方向の磁化成分が静磁場の方向に一致する緩和を縦緩和、横方向の磁化成分がゼロとなる緩和を横緩和（Ｔ２緩和）というが、このＴ２緩和は静磁場の均一度が悪い程、緩和速度が大となる。この静磁場の均一度を加味した横緩和を実効的横緩和Ｔ２＊と言い、実効的横緩和Ｔ２＊の速度が速い場合には、１回の励起で計測されるエコー信号の数ｎを増加するのに限界を生じる。即ち、１回の励起で計測されるエコー信号の数を多くするためには、実効的横緩和Ｔ２＊の速度が遅いこと、即ち静磁場均一度が高いことが要求される。
【０００５】
また、脂肪組織の水素原子核スピンの共鳴周波数ω’が他の組織（主に水分子）中の水素原子核スピンの共鳴周波数ωと異なることを利用して、脂肪の水素原子核のみを選択的に飽和させる技術が開発されているが、ここで共鳴周波数の差異（ω’−ω）は約４ｐｐｍなので静磁場の均一度の数値が４ｐｐｍに比べ十分低いことが要求される。この均一度を全ての被検体で達成することは困難であり、脂肪の信号抑圧が十分に機能しない場合がある。
【０００６】
このような静磁場の高い均一度の要求に対し、従来ＭＲＩ装置では静磁場発生用の磁石と傾斜磁場発生用コイルとの間に補正磁場発生用のシムコイルが設けられている。シムコイルは、例えばＸ、Ｙ、Ｚ、Ｘ２、Ｙ２、Ｚ２・・・等の複数のコイルの組合せからなり、局所的な磁場の誤差を補正する。通常、磁石の均一度は高い均一度が得られる超電導磁石でも数ｐｐｍ／４０ｃｍｄｓｖを有しているが、このような複数のシムコイルを組み込むことで、均一度をある程度（１ｐｐｍ前後の値）改善することができる。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、近年、ＮＭＲ信号に含まれる化学シフト（δ）情報を利用して、例えば脂肪酸基の水素原子核と水の水酸基の水素原子核を分離する手法（スペクトルスコピックイメージング）も開発され、特定の疾病診断に利用されている（特公平７−５１１２４号公報、１９９１年発行の日本磁気共鳴医学会誌「化学シフトイメージング法による脂肪量の定量的評価−Ｄｕｃｈｅｎｎｅ型筋ジストロフィー症における検討−」等）。一般に水素原子核の化学シフトは通常７ｐｐｍ（最大でも２０ｐｐｍ）の範囲に分布するため、スペクトルスコピックイメージングにおいては静磁場としても７ｐｐｍ以下の均一度が要求されるが、前述したように従来装置ではシムコイルを組込んだ場合でも数ｐｐｍ程度しか達成されていないため、より高分解能の化学シフトを利用することはできなかった。
【０００８】
更に、人体を試料とする場合、組織の違いや、血液、体腔内ガス等により、局所的に磁化率が異なる。この磁化率の違いにより、印加された静磁場の均一度が局所的に変化する。この変化は局所的なので、先述のシムコイルでは補正が不可能である。このことから、高分解能のスペクトルを医学診断に利用することが従来のＭＲＩ装置では極めて限られた範囲でしかできなかった。
【０００９】
一方、分析化学で用いられる高分解能スペクトルを計測するＮＭＲスペクトルメーターでは、種々の形状をしたシムコイルに電流を流し、この発生する磁場により試料が存在する空間の磁場の不均一を補正している。このシムコイルにより磁場の均一度は１０−７〜１０−８（０．１〜０．０１ｐｐｍ）を達成する。更に、微妙な不均一な磁場内で試料の全ての核スピンが平均的な静磁場強度を経験するように、試料を高速で回転することが行われている。これにより実質的に試料内の磁場の均一度は１０−９（０．００１ｐｐｍ）程度に高められ高分解能のスペクトルが得られている。
【００１０】
しかし、この方法を人体を試料とするＭＲＩ装置に適用することは不可能であり、また逆に、磁石やシムコイルを回転することはその重量と大きさから非現実的である。
【００１１】
そこで本発明の目的は、人体内で実質的に静磁場の均一度を改善して画像歪を減少することであり、本発明の他の目的は高速撮影手法を適用できるＭＲＩ装置を提供することである。また本発明の他の目的は人体内で実質的に静磁場の均一度を改善して脂肪の信号を効果的に抑圧する手法を適用できるＭＲＩ装置を提供することである。本発明の更に他の目的は人体内で実質的に高い均一度の静磁場を達成し、高分解能のスペクトルを計測し医学診断に供するＭＲＩ装置を提供することである。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成する本発明のＭＲＩ装置は、被検体を配設する空間に均一な磁場を発生する静磁場発生手段と、空間に位置に応じて磁場強度が異なる磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、静磁場発生手段の発生する静磁場の均一度を改善する磁場を発生する補正手段と、被検体の核スピンを共鳴励起する高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段と、核スピンの核磁気共鳴信号を検出する検出手段と、検出された核磁気共鳴信号を演算処理し、結果を表示する手段とを備え、核磁気共鳴現象を利用して被検体の内部を計測して診断情報を得るＭＲＩ装置において、前記補正手段は、複数の磁場発生用コイルと、前記磁場発生用コイルの各々を直流成分と交流成分の合成された電流で駆動する電源とから構成され、補正手段により発生する補正磁場と被検体との位置を相対的に変化させるようにしたものである。尚、本発明において補正磁場は、補正手段及び傾斜磁場発生手段の２つの磁場発生手段を用いて発生させることもできる。以下、両者を含む概念として補正磁場発生手段と言う。
【００１３】
補正磁場と被検体との位置を相対的に変化させることは、補正磁場として回転磁場を生成することにより達成される。具体的には補正磁場発生手段を、複数の磁場発生用コイルで構成し、これら磁場発生用コイルを直流成分と交流成分の合成された電流で駆動するものである。補正磁場が回転することにより、被検体が回転するのと同等の効果を生じ均一度の高い静磁場を人体内に作ることができる。更に電気的に回転する補正磁場を形成しているので、特定軸中心でしか回転できない分析用のＮＭＲスペクトルメーターの場合と異なり、任意の軸を中心に或いは任意の点を中心に三次元的に回転することができ、更に均一度の高い静磁場を人体内に作ることができる。
【００１４】
本発明のより具体的な態様として、回転する補正磁場を形成するために、補正磁場発生手段を駆動する電源は、所定の波形の交流を出力する手段と、補正磁場発生手段を構成する複数の磁場発生用コイルに所定の補正磁場発生用直流電流を出力する手段と、直流電流を交流で変調する手段とを備える。このような電源回路は、アナログ回路としてもデジタル回路としても構成することができるが、制御が容易であること、またフェイズロックがないことから後者の方が有利である。所定の波形の交流を出力する手段としては任意の波形、例えばｓｉｎ波形を発生する関数発生器が利用できる。
【００１５】
また本発明の磁気共鳴検査法は、被検体を均一な静磁場空間に配設し、被検体に高周波磁場と、スライス用、位相エンコード用及び読みだし用の各傾斜磁場を所定のシーケンスに従ってパルス的に印加することにより、被検体の目的部位に核磁気共鳴を生じさせ、この核磁気共鳴に基づく信号を検出して目的部位の画像やＮＭＲスペクトルを得る際に、静磁場の均一度を向上する調整過程を被検体の配設毎に行うとともに、この調整により発生する補正磁場と被検体の位置関係を少なくとも核磁気共鳴信号を検出する期間中、相対的に変化させるものであり、具体的には、ａ）静磁場に少なくとも２軸方向の補正磁場を重畳するとともに静磁場を均一化するのに最適な補正磁場を決定し、ｂ）次いで被検体を静磁場空間に配置し、決定された補正磁場を回転する補正磁場として印加し、ｃ）更に静磁場を均一化するのに最適な回転補正磁場の条件を決定し、ｄ）決定された条件で回転する補正磁場を印加しながら所定のシーケンスを実行するものである。
【００１６】
工程ａ）は水などの均一な試料を静磁場空間内に配置して、そのＮＭＲ信号を計測して行う。この工程は、静磁場発生手段である磁石本体は比較的安定しているため、頻繁に行う必要はない。ｂ）以降の工程は、被検体毎に行われ、より具体的には、ｂ）では回転磁場を形成するために補正磁場発生手段の電源に数ｋＨｚ程度の交流信号を重畳する。ｃ）でこの交流信号の振幅を変化させながら、最適な補正磁場が得られる振幅を決定する。最適な条件はＮＭＲ信号を計測することにより決めることができる。これにより検査対象である被検体に応じた、高い均一度の静磁場を人体内に達成することができる。
【００１７】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の好適な実施例を図面により説明する。
【００１８】
図１は本発明の好適な実施例のＭＲＩ装置の構成図を示す。このＭＲＩ装置は、静磁場発生手段として磁石１０１が設けられ、そのボア内に磁石１０１の発生する静磁場の均一度を補正するシムコイル１０２、静磁場に重畳される傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０４及び被検体１０８の検査部位の核スピンを共鳴励起する高周波磁場を発生する高周波コイル１０６が組み込まれている。
【００１９】
磁石１０１としては、永久磁石、常電導磁石或いは超電導磁石が採用されるが、図示する実施例では、例えば外径２メートル、内径１メートル、長さ２メートルの容器内に超電導線をソレノイド状に巻いた超電導磁石が用いられている。このソレノイド状超電導磁石は、典型的には１．５テスラの磁場強度を有し、磁石ボアの中心４０センチの球空間で５ｐｐｍの磁場均一度を有している。
【００２０】
シムコイル１０２は、静磁場をＸ、Ｙ、Ｚの３軸方向に１次補正するＸ、Ｙ、Ｚコイル、２次補正するＸ２、Ｙ２、Ｚ２コイル、３次補正するＸ３、Ｙ３、Ｚ３コイル、ＸＹ方向、ＹＺ方向或いはＸＺ方向に補正する１次補正コイル等の複数のコイルから成り、一例として、公知のＮＭＲスペクトルメータに用いられているものを相似形で大きくしたコイル形状と同じものが使用できる。通常傾斜磁場コイルを兼ねたＸ、Ｙ、Ｚコイルを除く、９〜１２種類のコイルから構成される。これらシムコイルはボビンに巻付けられたもの或いはパターン形成されてボビンに固定されたものが磁石ボアの内側組み込まれている。各シムコイル１０２にはそれぞれ独立の電流が流せるように電源回路１０３が接続され、前記磁石ボアの中心空間の磁場均一度を向上する様に一定の電流が流されている。この電流値の調整方法は後述する。
【００２１】
傾斜磁場コイル１０４は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向の３つコイルから成り、それぞれボビンに固定され、シムコイル１０２の内側に組み込まれている。これらの傾斜磁場コイル１０４にはｘ、ｙ、ｚの独立の傾斜磁場電源１０５が接続されており、磁場均一度向上の電流と被検体検査部位のＮＭＲ信号に位置情報をエンコードするためのパルス電流が印加される。
【００２２】
これらシムコイル１０２及び傾斜磁場コイル１０４の各電源１０３、１０５は人体が配置される空間（４０ｃｍ／ｄｓｖ）に磁場均一度を補正するに充分な電流容量と安定度を有しており、更に後述するように回転する補正磁場を生成するための手段を備えている。尚、これら複数のコイルと電源は、お互に干渉することがない。
【００２３】
高周波コイル１０６は、被検体の検査部位の核スピンを共鳴励起するために、特定の共振特性を有している。例えば、磁場強度が１．５テスラの装置で対象核種が水素である場合、６４ＭＨｚに共振特性を有している。高周波コイル１０６には核スピン励起に十分な強度の高周波磁場が発生できるように例えば２０ＫＷ程度の高周波電力アンプ１０７が接続されている。
【００２４】
被検者１０８は患者テーブル１０９の上に横になり、目的の検査部位の近傍にＮＭＲ信号検出用の高周波コイル１１０を装着した状態で磁石１０１の中心の空間に搬入されている。検出用の高周波コイル１１０には検出されたＮＭＲ信号を増幅、検波する受信回路１１１が接続されている。
【００２５】
以上述べたシム電源１０３、傾斜磁場電源１０５、高周波電力アンプ１０７、受信回路１１１は計算機１１２に接続されている。計算機１１２はこれらユニットの動作を制御する信号を発生するとともに、検出されたＮＭＲ信号を診断に有効な形に変換するためにデータ処理する。処理後のデータはモニター１１３に表示され診断に利用される。装置を操作するオペレータコンソール１１４が計算機１１２に接続されている。以上が、本発明によるＭＲＩ装置の基本構成である。
【００２６】
更に本発明のＭＲＩ装置では、シムコイル及び傾斜磁場コイルの発生する補正磁場を電気的に回転させるための手段としてこれらの電源１０３、１０５には関数発生器と変調器が組込まれている。
【００２７】
このようなシムコイル電源の一実施例を図２に示す。尚、図中点線で囲った部分は、この電源が傾斜磁場コイルの電源である場合に必要なパルス駆動回路を示すもので、この電源がシムコイルの電源である場合には不要である。
【００２８】
この電源回路は、図示しない関数発生器及び計算機１１２にデータバス２１２を介して接続された２つのメモリ回路２０４、２０７と、データバス２１２からメモリ回路にデータを読み込むタイミングを決定するためのクロック回路２１０と、同じくデータバス２１２に接続され、データバスからのデータをどのメモリ回路或いはクロック回路２１０に書込むかを選択するセレクト回路２１１とを備えている。またメモリ回路２０４、２０７には、それぞれが出力するデータをデジタル／アナログ変換するデジタル／アナログ（Ｄ／Ａ）変換器２０５、２０８と、各Ｄ／Ａ変換器２０５、２０８の出力を入力する変調器である電流アンプ２０２が接続され、電流アンプ２０２の出力は、シムコイル２０１に接続される。
【００２９】
一方のメモリ回路２０４には、セレクト回路２１１によって、静磁場の均一度を補正するための補正電流値（後述する調整において計算機１１２によって求められた値）が入力され、この値（データ）はＤ／Ａ変換器２０５で一定の電圧に変換され、電流アンプ２０２の一方の入力端子２０３に送出される。
【００３０】
他方のメモリ回路２０７には、同じくセレクト回路２１１によって、関数発生器から送られたデータ、例えば一周期に相当するｓｉｎ波形が書き込まれており、Ｄ／Ａ変換器２０８はこのデータをｓｉｎ波形の電圧として出力する。この交流信号の周波数は数ｋＨｚ程度であり、振幅は後述する調整により決められる。電流アンプ２０２はふたつの入力端子に印加された一定の電圧とｓｉｎ波形で変化する電圧を加算して、それぞれの電圧に対応した電流をコイル２０１に流す。これにより補正電流の一部が関数発生器の発生する波形で変化したものとなる。
【００３１】
ここで、メモリー回路２０７に書き込まれたデータを読み出す際に、クロック回路２１０の発生するタイミングパルスに同期して、データを逐次読みだすように構成されているおり、クロック回路２１０のタイミングパルスの周期によってそのｓｉｎ波形の周期を変化することができる。またメモリー回路２０７にはアドレス発生器２０９が接続されており、アドレス発生器２０９の出力信号によってｓｉｎ波形の位相が制御される。従って、ここではｓｉｎ波形の電圧を出力することとしたが、別のコイルでは例えばｃｏｓ波形の電圧を出力することができる。これにより、例えば、Ｘ方向のコイルをｓｉｎω波形で変調し、Ｙ方向のコイルをｃｏｓω波形で変調することができ、結果として二つの傾斜磁場コイルが発生する合成磁場は角速度ωで回転することになる。
【００３２】
以上はシム電源の構成の説明であるが、前述したように傾斜磁場電源の場合は破線で囲まれたパルス駆動回路２１３が追加されており、このパルス駆動回路２１３の出力は電流アンプ２０２で一定の電圧とｓｉｎ波形で変化する電圧の二つの成分と加算されて傾斜磁場コイルに印加される。
【００３３】
尚、図２ではデジタル回路で構成した電源を例示したが、要するに補正磁場のための直流成分を交流に変調できる回路であれば、アナログ回路で構成することも可能である。但し、フェイズロックがないこと、制御が容易であることからデジタル回路構成とすることが有利である。また関数発生器の発生する波形としてｓｉｎ波形を例示したが、これに限定されるものではない。
【００３４】
次に以上のような構成におけるＭＲＩ装置の動作について図３及び図４のフロー図並びに図５及び図６に示すシーケンス図を参照して説明する。
【００３５】
まず始めに、磁石の磁場均一度の調整をシムコイルと傾斜磁場コイルの電流を変化することで調整する（図３のフロー）。このため図１に示す装置において、被検者１０８の代わりにファントム試料を磁石１０１の中心に配置する（３０１）。ファントム試料としては、例えば直径２０センチメートルの球状でかつ水素核が均一に分布するものが採用できる。この状態で図５に示すように、矩形の高周波磁場パルス５０１を発生するように高周波電源１０７の出力を高周波コイル１０６に印加する（３０２）。この初期状態（ｎ＝１）では補正磁場はかけない。高周波磁場パルス５０１後のＦＩＤ信号５０２を同じ高周波コイル１０６で検出する（３０３）。このＦＩＤ信号５０２を受信回路１１１で増幅し計算機１１２でフーリェ変換してスペクトル５０３を得る（３０４）。得られたスペクトル５０３の半値幅Δｈ１を求める（３０５）。次に、シムコイル用の電源１０３と傾斜磁場電源１０５の電流値をそれぞれ変化させながら補正磁場を加え（３０７、３０８）、再び高周波磁場パルス５０４を印加して、ＦＩＤ信号５０５の検出、スペクトル５０６の半値幅Δｈ２を求める過程（３０３〜３０５）を繰り返す。図５では１つのコイルの電流値５０７のみ示しているが、少なくとも２のコイルでこのような操作を実施する。こうしてスペクトルの半値幅が最小になる各コイルの電流値を求める（３０６、３０９）。最小値を求める工程（３０６）は、予め設定された回数（ｎ）だけ電流値を変化させて、その中で最小のものを求めてもよいし、半値幅が設定されたしきい値以下となるときを最小値としてもよい。その他、最小値を求める公知のアルゴリズムを適宜採用できる。
【００３６】
尚、磁場均一度の尺度としてスペクトルの半値幅を用いているのは、これがＦＩＤ信号の減衰特性に対応していることによる。一般にＦＩＤ信号の減衰特性は磁場の均一度による減衰と核スピンの緩和過程による減衰の両特性を示すが、磁場均一度が良くなるとＦＩＤ信号の減衰は核スピンの緩和過程が支配的となり、そのスペクトルの半値幅は当然狭くなる。そこで、スペクトルの半値幅を電流値を変化しながら逐次比較して求めることで、磁場均一度を最良にすることができる。
【００３７】
この調整作業の最後に、それぞれの電流値が常時各コイルに流れるようにシム電源と傾斜磁場電源を計算機より制御する（３０７）。磁石本体の均一度は比較的安定であるから、この操作は頻繁に行う必要が無く、ＭＲＩ装置の導入時と毎月の定期点検時に再調整を行えば充分である。
【００３８】
上述のように調整が行われたＭＲＩ装置では、磁石自体の均一度がかなり改善されたものとなっているが、既に述べたように理想的な磁場は達成することができず、更に実際の検査では被検体の影響も加味され静磁場の均一度は複雑な分布を示す。従って、実際の検査にあたっては、シムコイルと傾斜磁場コイルにより形成される補正磁場に電気的な手法によって回転を加える。
【００３９】
次に実際の検査におけるフローを説明する。まず図１に示すように被検者１０８を磁石１０１の中心に配設する（図４（４０１））。この状態で図６に示すように、矩形の高周波磁場パルス６０１を発生するように高周波電源１０７の出力を高周波コイル１０６に印加する（４０２）。高周波磁場パルス６０１後のＦＩＤ信号６０２を検出用の高周波コイル１１０で検出する（４０３）。このＦＩＤ信号６０２を受信回路１１１で増幅し計算機１１２でフーリェ変換してスペクトル６０３を得る（４０４）。得られたスペクトル６０３の半値幅Δｈ３を求める（４０５）。次に各シムコイル電源と傾斜磁場電源のそれぞれの調整の電流値５０７（図３に示すフロー図（３０９）で設定された電流値）に交流信号を重畳させ（４０７）、その交流信号６０４の振幅を変化させながら（４０８）再び高周波磁場パルス６０５を印加して、ＦＩＤ信号６０６の検出、スペクトル６０７の半値幅Δｈ４を求める過程（４０２〜４０６）を操り返す。
【００４０】
尚、図６では１つのコイルについてのみ示しているが、少なくとも２方向のシムコイル及び／又は傾斜磁場コイルについて行う。実際には、補正磁場の回転は一次の補正項であるｘ、ｙ、ｚの補正磁場で初期の目的の均一度をほぼ達成できる。
【００４１】
図６のシーケンスで得られるスペクトル６０３、６０７は、均一な材質の試料の場合とは異なり、被検者１０８の検査部位によっては、複数のスペクトルが存在する場合がある。この場合のスペクトルの半値幅は特定（例えば最大振幅を示す）のピークを用いるか、全てのピークの半値幅の平均値を用いてもよい。スペクトルの半値幅を交流信号６０４を変化しながら逐次比較して求めることにより、被検体の検査部位の実質的な磁場均一度を最良にすることができる。
【００４２】
この調整作業の最後に、それぞれの電流値と交流信号が常時各コイルに流れるようにシム電源と傾斜磁場電源を計算機１１２より制御する（４０９）。以上の調整が終了すると検査の目的に応じた撮影パルスシーケンスが起動する（４１０）。すなわち、高速撮影法や高分解能スペクトル計測シーケンスで検査が進められる。
【００４３】
一例として、被検者１０８の頭部を図７に示す高速撮影手法で検査する場合について述べる。図７の期間Ａで、目的の部位のスピンエコー信号を得るため、傾斜磁場Ｚ７０３、７０４の存在のもとで９０°高周波パルス７０１と１８０°高周波パルス７０２を検査部位に印加する。これにより、９０°高周波パルス７０１と１８０°高周波パルス７０２の間に２倍時間経過の期間Ｅでスピンエコー信号７１３が発生する。更に、傾斜磁場Ｘの反転パルス７０８と７０９により、グラジエントエコー信号７１２が期間Ｃで発生、傾斜磁場Ｘの反転パルス７１０と７１１により、グラジエントエコー信号７１４が期間Ｇで発生する。グラジエントエコー信号は磁場の均一度によるＴ２＊で減衰するが、磁場均一度が高い場合その減衰特性は緩和時間Ｔ２のカーブに近づく。この結果、スピンエコー信号と同様にグラジエントエコー信号もＳ／Ｎが高いので画像のマトリクスデータとして用いることができる。各エコー信号を検出する前の期間Ｂ、期間Ｄ、期間Ｆで傾斜磁場Ｙの位相エンコードパルス７０５、７０６、７０７が印加される。これにより、グラジエントエコー信号７１２は位相エンコードパルス７０５で符号化され、スピンエコー信号７１３は位相エンコードパルス７０５、７０６で符号化され、グラジエントエコー信号７１４は位相エンコードパルス７０５、７０６、７０７で符号化される。すなわちＴＲ（期間Ａから待ち時間の期間Ｄ）内で三つの異なる符号化されたＮＭＲ信号が計測され、通常の撮影法に比べて１／３の時間で検査を終了できる。
【００４４】
撮影パルスシーケンスとしては、上述したグラジエントスピンエコー（ＧＳＥ）法の他、ＥＰＩ法等に適用できることは言うまでもなく、この場合にもＳ／Ｎが高いマトリクスデータを得ることができる。また本発明は、脂肪のＮＭＲ信号を抑圧する撮影手法やスペクトロスコピックイメージング法にも好適に適用できる。
【００４５】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、静磁場の均一度を補正する補正磁場と被検体との相対位置を変化させながらＭＲＩ検査を行うことにより、被検体の存在する空間の静磁場の均一度を実質的に向上することができ、これにより磁場不均一に起因するＭＲＩ画像の歪を低減することができる。また、被検体の検査部位より得られるＮＭＲ信号の減衰が静磁場の均一度による影響が少なくなるので、傾斜磁場反転による高速撮影シーケンスにおいてもＳ／Ｎの高い検査結果が得られる。さらに、脂肪のＮＭＲ信号を抑圧する撮影手法においてもプロトンについての高品質画像を得ることができる。さらに、被検体の検査部位の高分解能スペクトル計測が可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明が適用されるＭＲＩ装置の好適な実施例の構成図。
【図２】本発明によるＭＲＩ装置の要部を示す図。
【図３】本発明による補正磁場の調整のフローの１実施例を示す図。
【図４】図３の補正磁場の調整のためのシーケンスの１実施例を示す図。
【図５】本発明によるＭＲＩ検査次の補正磁場の調整のフローの１実施例を示す図。
【図６】図５の補正磁場の調整のためのシーケンスの１実施例を示す図。
【図７】本発明が適用されるＭＲＩ撮影シーケンスの１実施例を示す図。
【符号の説明】
１０１……超電導磁石（静磁場発生手段）
１０２……シムコイル（補正手段）
１０３……シム電源
１０４……傾斜磁場コイル（傾斜磁場発生手段／補正手段）
１０５……傾斜磁場電源
１０６……照射用高周波コイル
１０７……高周波電力アンプ（高周波磁場発生手段）
１０８……被検者
１１０……受信用高周波コイル（検出手段）
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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