JP2018148995A - 磁気共鳴イメージング装置及び静磁場補正方法 - Google Patents

Abstract

【課題】磁気共鳴イメージング装置及び静磁場補正方法において、静磁場の均一性を維持しつつ、中心周波数シフトを抑制すること。
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置１は、静磁場を生成する静磁場磁石１０と、静磁場中の各位置に所定の個数を配置して、静磁場の均一性をパッシブシミングによって補正する金属シムと、電力の供給によって磁場を発生させ、静磁場の均一性をアクティブシミングによって補正するシムコイルユニット１１と、を備え、静磁場の均一性が所定の基準を満たすか否かによらず、金属シムの各位置における前記所定の個数は、金属シムの温度変化による磁気共鳴信号の中心周波数シフトが所定の範囲内に収まるように決定される。
【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置及び静磁場補正方法に関する。

磁気共鳴イメージング装置、即ち、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置は、天板上の被検体を撮像し、被検体の内部情報を画像データとして取得する装置である。

ＭＲＩ装置は、静磁場中に置かれた撮像部位の原子核スピンをラーモア周波数の高周波信号、即ち、ＲＦ（Radio Frequency）信号で励起する。そして、ＭＲＩ装置は、当該励起に伴って撮像部位から発生する磁気共鳴信号、即ち、ＭＲ（Magnetic Resonance）信号をコイルで受信し、再構成して画像データを生成する。

ＭＲＩ装置で良好な画質の画像を得るためには、静磁場の空間的均一性が要求される。そのため、例えば、ＭＲＩ装置の据え付け時に、金属シムを傾斜磁場コイルユニット内の所定位置に配置して、静磁場の均一性を補正する。

一方、ＭＲＩ装置の動作中においては、傾斜磁場コイルの温度上昇に伴って、金属シムの温度も上昇し、金属シムの透磁率が変化する。透磁率の変化に伴って静磁場も変化し、その結果、例えば水や脂肪の中心周波数がシフトすることになる。このような中心周波数のシフトは、Ｆ０シフトとも呼ばれる。

特開２０１２−２４９７６５号公報

本発明が解決しようとする課題は、静磁場の均一性を維持しつつ、中心周波数シフトを抑制できるＭＲＩ装置及び静磁場補正方法を提供することである。

本実施形態に係るＭＲＩ装置は、静磁場を生成する静磁場磁石と、前記静磁場中の各位置に所定の個数を配置して、前記静磁場の均一性をパッシブシミングによって補正する金属シムと、電力の供給によって磁場を発生させ、前記静磁場の均一性をアクティブシミングによって補正するコイルと、を備え、前記静磁場の均一性が所定の基準を満たすか否かによらず、前記金属シムの前記各位置における前記所定の個数は、前記金属シムの温度変化による磁気共鳴信号の中心周波数シフトが所定の範囲内に収まるように決定される。

本実施形態に係るＭＲＩ装置の全体構成を示す概略図。 本実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられる架台装置の横断面、即ち、図１に示す架台装置のＩ−Ｉ断面を示す図。 本実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられる傾斜磁場コイルユニットの概略構成を説明するための斜視図。 本実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられる複数のシムトレイの詳細構成例を説明するための斜視図。 本実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられる金属シムの数を示す図。 本実施形態に係るＭＲＩ装置において、ポケットごとのＦ０シフトへの影響度を表す図。 本実施形態に係るＭＲＩ装置における静磁場補正方法の手順をフローチャートとして示す図。 本実施形態に係るＭＲＩ装置における測定対象領域の概念を示す図。 （Ａ）〜（Ｄ）は、本実施形態に係るＭＲＩ装置において、Ｚ軸方向における磁場の分布の変化例を示す図。 本実施形態に係るＭＲＩ装置の第１変形例における静磁場補正方法の手順をフローチャートとして示す図。 （Ａ）〜（Ｃ）は、本実施形態に係るＭＲＩ装置の第１変形例において、Ｚ軸方向における磁場の分布の変化例を示す図。 （Ａ），（Ｂ）は、従来技術において、Ｚ軸方向における磁場の分布の変化例を示す図。 本実施形態に係るＭＲＩ装置の第２変形例における静磁場補正方法の手順をフローチャートとして示す図。 （Ａ）〜（Ｃ）は、本実施形態に係るＭＲＩ装置の第２変形例において、Ｚ軸方向における磁場の分布の変化例を示す図。

以下、本発明の実施形態を添付図面に基づいて説明する。

図１は、本実施形態に係るＭＲＩ装置の全体構成を示す概略図である。

図１は、本実施形態に係るＭＲＩ装置１を示す。ＭＲＩ装置１は、磁石架台１００、制御キャビネット３００、寝台装置４００、及びコンソール５００を備える。磁石架台１００、制御キャビネット３００、及び寝台装置４００は、一般的には、防音設計された検査室に備えられる。検査室は、撮影室とも呼ばれる。コンソール５００は、制御室に備えられる。制御室は、操作室とも呼ばれる。

磁石架台１００は、静磁場磁石１０、シムコイルユニット１１、傾斜磁場コイルユニット１２、及びＷＢ（Whole Body）コイル１３を有する。これらの部材は円筒状の筐体に収納されている。

制御キャビネット３００は、傾斜磁場用電源３１（Ｘ軸用３１ｘ、Ｙ軸用３１ｙ、Ｚ軸用３１ｚ）、ＲＦ送信器３２、ＲＦ受信器３３、及びシーケンスコントローラ３４を備える。

磁石架台１００の静磁場磁石１０は、磁石が円筒形状の磁石構造であるトンネルタイプと、撮像空間を挟んで上下に一対の磁石が配置された開放型（オープン型）とに大別される。ここでは、静磁場磁石１０がトンネル型である場合について説明するが、その場合に限定されるものではない。

静磁場磁石１０は、概略円筒形状をなしており、被検体、例えば患者が搬送されるボア内に静磁場を発生させる。ボアとは、磁石架台１００の円筒内部の空間のことである。静磁場磁石１０は、液体ヘリウムを保持するための筐体と、液体ヘリウムを極低温に冷却するための冷凍機と、筐体内部の超電導コイルとによって構成される。なお、静磁場磁石１０は、常伝導磁石又は永久磁石によって構成されてもよい。以下、静磁場磁石１０が、超伝導コイルを有する場合について説明する。

静磁場磁石１０は、超電導コイルを内蔵し、液体ヘリウムによって超電導コイルが極低温に冷却されている。静磁場磁石１０は、励磁モードにおいて静磁場用電源から供給される電流を超電導コイルに印加することで静磁場を生成する。その後、永久電流モードに移行すると、静磁場用電源は切り離される。一旦永久電流モードに移行すると、静磁場磁石１０は、長時間、例えば１年以上に亘って、大きな静磁場を生成し続ける。

シムコイルユニット１１は、静磁場磁石１０と同様に概略円筒形状を成し、静磁場磁石１０の内側に設置されている。シムコイルユニット１１は、静磁場の不均一成分を補正対象とする。シムコイルユニット１１は、補正対象とする静磁場の不均一成分がそれぞれ異なる複数のシムコイル（例えば、図２の下段に示す５チャンネル）を含む。

傾斜磁場コイルユニット１２は、静磁場磁石１０と同様に概略円筒形状をなし、例えばシムコイルユニット１１の内側に設置されている。傾斜磁場コイルユニット１２は、傾斜磁場用電源３１から供給される電力により傾斜磁場を患者に印加する。なお、傾斜磁場コイルユニット１２は、例えば静磁場の１次の不均一成分を補正するように構成してもよい。

ここで、傾斜磁場の生成に伴って発生する渦電流がイメージングの妨げとなることから、傾斜磁場コイルユニット１２として、渦電流の低減を目的としたＡＳＧＣ（Actively Shielded Gradient Coil）が用いられる。傾斜磁場コイルユニット１２は、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸方向の各傾斜磁場をそれぞれ生成するためのメインコイル１２ａ（図２の下段に図示）と、複数の金属シムを収納可能なシムトレイユニット１２ｂ（図２の下段に図示）と、漏れ磁場を抑制するためのシールドコイル１２ｃ（図２の下段に図示）とを設けた傾斜磁場コイルである。

ここで、静磁場磁石１０、シムコイルユニット１１、及び傾斜磁場コイルユニット１２の構成例について、図２〜図５を用いて説明する。

図２は、本実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられる架台装置の横断面、即ち、図１に示す架台装置のＩ−Ｉ断面を示す図である。図２の上段は、図１に示す架台装置のＩ−Ｉ断面を示し、図２の下段は、上段の破線部分を拡大した図である。

図２に示すように、シムコイルユニット１１は、静磁場磁石１０と同様に概略円筒形状をなし、静磁場磁石１０の内側に設置されている。シムコイルユニット１１は、図２の下段に示すように、「ＺＸ」、「ＺＹ」、「ＸＹ」、「Ｘ^２−Ｙ^２」、及び「Ｚ^２」の２次シムの構造を成す。シムコイルユニット１１は、円筒状に形成された樹脂層と、その外周面上に巻装されたＺＸチャンネルのシムコイル１１ａと、その外周面上に巻装されたＺＹチャンネルのシムコイル１１ｂと、その外周面上に巻装されたＸＹチャンネルのシムコイル１１ｃと、その外周面上に巻装されたＸ^２−Ｙ^２チャンネルのシムコイル１１ｄと、その外周面上に巻装されたＺ^２チャンネルのシムコイル１１ｅと、その外周面上に形成された樹脂層とを有する。

このような構成によりシムコイルユニット１１は、５チャンネルの補正磁場を発生することができる。なお、５チャンネルのシムコイル１１ａ〜１１ｅの巻装の順は、この場合に限定されるものではない。また、シムコイルユニット１１は、５チャンネルより多くのシムコイル、例えば１３チャンネルや１８チャンネルの補正磁場を発生可能なシムコイルを含んでもよい。

５チャンネルのシムコイル１１ａ〜１１ｅはそれぞれ、例えば絶縁性のベース上に所要コイルパターンをなすようにフレキシブル基板を形成している。そして、５チャンネルのシムコイル１１ａ〜１１ｅは、順に積層された状態で内側の樹脂層の外周面上に配置される。

ＺＸチャンネルのシムコイル１１ａは、静磁場磁石１０によって発生された静磁場のＺＸ成分とほぼ同じ磁場方向を持つ磁場を補正磁場として発生するコイルパターンを持つ。ＺＹチャンネルのシムコイル１１ｂは、静磁場磁石１０によって発生された静磁場のＺＹ成分とほぼ同じ磁場方向を持つ磁場を補正磁場として発生するコイルパターンを持つ。ＸＹチャンネルのシムコイル１１ｃは、静磁場磁石１０によって発生された静磁場のＸＹ成分とほぼ同じ磁場方向を持つ磁場を補正磁場として発生するコイルパターンを持つ。Ｘ^２−Ｙ^２チャンネルのシムコイル１１ｄは、静磁場磁石１０によって発生された静磁場のＸ²−Ｙ²成分とほぼ同じ磁場方向を持つ磁場を補正磁場として発生するコイルパターンを持つ。Ｚ^２チャンネルのシムコイル１１ｅは、静磁場磁石１０によって発生された静磁場のＺ²成分とほぼ同じ磁場方向を持つ磁場を補正磁場として発生するコイルパターンを持つ。

シムコイルユニット１１の各シムコイル１１ａ〜１１ｅに電力を供給して補正磁場を発生することにより、静磁場の不均一性を補正することを、アクティブシミングと呼ぶ。撮像時には患者がボア内に搬送されるため、患者の影響によって静磁場の均一性は乱されることになる。そこで、シムコイルユニット１１を用いたアクティブシミングにより、撮像対象の患者がボア内に搬送された状態で静磁場の不均一性を補正することができる。

前述したように、各シムコイル１１ａ〜１１ｅは、図示しないシム用電源から供給される電力により、手動又は計算機で、静磁場の不均一性の２次の成分のアクティブシミングを行う。各シムコイル１１ａ〜１１ｅにより、所定の３次元領域において、静磁場磁石１０が形成する静磁場が所望の均一性を満たすように補正される。

また、傾斜磁場コイルユニット１２は、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸方向の各傾斜磁場をそれぞれ生成するためのメインコイル１２ａと、その外側に配置され、複数の金属シムを収納可能なシムトレイユニット１２ｂと、その外側に配置され、漏れ磁場を抑制するためのシールドコイル１２ｃとを含む。

図３は、本実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられる傾斜磁場コイルユニット１２の概略構成を説明するための斜視図である。図３は、図２に示す傾斜磁場コイルユニット１２の構成例を示す。

図３に示すように、傾斜磁場コイルユニット１２のシムトレイユニット１２ｂは、概略円筒形状をなし、概略円筒形状のメインコイル１２ａとシールドコイル１２ｃとの間に挟まれる。シムトレイユニット１２ｂの周方向には、略均等な間隔で複数のスロット７１が形成される。また、シムトレイユニット１２ｂに形成されるスロット７１の数は特に限定するものではないが、図３には、スロット７１の数が２４個の場合が図示される。

スロット７１は、シムトレイユニット１２ｂの両端面に開口を形成し、シムトレイユニット１２ｂの長手方向（長軸方向）に全長にわたって形成された貫通穴である。スロット７１には、シムトレイ７２が挿入可能である。シムトレイ７２は、シムトレイユニット１２ｂの概ね中央部に固定される。Ｚ軸方向におけるシムトレイユニット１２ｂの概ね中央部は、Ｚ軸方向における傾斜磁場コイルユニット１２の中央部でもある。シムトレイ７２は、例えば、非磁性、かつ、非電導性材料である樹脂にて形成され、概略棒状を成す。

図４は、本実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられる複数のシムトレイ７２の詳細構成例を説明するための斜視図である。

図４に示すように、シムトレイ７２の長手方向には、所定の間隔を空けて複数のポケット７２ａが形成される。ポケット７２ａの数は特に限定するものではない。

ボア内の撮像領域の静磁場を均一化する目的で、必要な数の金属シム７２ｂがポケット７２ａに収納される。金属シム７２ｂの材料は、例えばケイ素鋼板やパーメンジュール（鉄及びコバルトの合金）である。ＭＲＩ装置１の据え付け時に各ポケット７２ａに収納される金属シム７２ｂの数を調整し、ボア内の撮像領域における静磁場を均一にすることを、パッシブシミングと呼ぶ。

静磁場磁石１０（図２に図示）は、ボア内の静磁場が可能な限り均一になるように設計及び製造されるが、現実には、磁石製造誤差やボア周囲の構造物の影響を受けるため、何らかの調整なしに静磁場を完全に均一とすることは難しい。また、静磁場の不均一の度合いは、装置の個体間によっても異なり、装置の設置場所の周囲環境によっても異なる。このため、通常、装置の据え付け毎に、金属シム７２ｂを用いたパッシブシミングが行われる。

図５は、本実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられる金属シム７２ｂの数をポケット番号とスロット番号とに対応付けて示す図である。

図５では、スロット７１（図３に図示）に対して、円周方向の位置ごとに、異なるスロット番号ｉが付されている。例えば、スロット７１の数が２４個の場合は１から２４までの番号をスロット番号ｉに割り当てる。また、ポケット７２ａ（図４に図示）に対して、Ｚ軸方向の位置ごとに、異なるポケット番号ｊが付されている。例えば、ポケット７２ａの数が１５個の場合は１から１５までの番号をポケット番号ｊに割り当てる。スロット番号ｉの位置かつ、ポケット番号ｊの位置となる金属シム７２ｂの数はＳ_ｉ，ｊと表記される。以下、スロット７１の数が２４個であり、ポケット７２ａの数が１５個の場合を例にとって説明する。

図１の説明に戻って、ＷＢコイル１３は、全身用ＲＦ（Radio Frequency）コイルとも呼ばれ、傾斜磁場コイルユニット１２の内側に患者を取り囲むように概略円筒形状に設置されている。ＷＢコイル１３は、ＲＦ送信器３２から伝送されるＲＦパルスを患者に向けて送信する。一方、ＷＢコイル１３は、例えば水素原子核の励起によって患者から放出される磁気共鳴信号、即ち、ＭＲ（Magnetic Resonance）信号を受信する。

ＭＲＩ装置１は、ＷＢコイル１３の他、図１に示すようにローカルコイル２０を備えてもよい。ローカルコイル２０は、局所用ＲＦコイルとも呼ばれる。ローカルコイル２０は、患者の体表面に近接して載置される。ローカルコイル２０は、複数のコイル要素を備えてもよい。これら複数のコイル要素は、ローカルコイル２０の内部でアレイ状に配列されるため、ＰＡＣ（Phased Array Coil）と呼ばれることもある。

ローカルコイル２０には幾つかの種別がある。例えば、ローカルコイル２０には、図１に示すように患者の胸部、腹部、又は脚部に設置されるボディコイル（Body Coil）や、患者の背側に設置されるスパインコイル（Spine Coil）といった種別がある。この他、ローカルコイル２０には、患者の頭部を撮像するための頭部コイル（Head Coil）や、足を撮像するためのフットコイル（Foot Coil）といった種別もある。また、ローカルコイル２０には、手首を撮像するためのリストコイル（Wrist Coil）、膝を撮像するためのニーコイル（Knee Coil）、肩を撮像するためのショルダーコイル（Shoulder Coil）といった種別もある。ローカルコイル２０の多くの種別は受信専用のコイルであるが、ローカルコイル２０の中には送信と受信を双方行う送受信コイルもある。例えば、ローカルコイル２０としての頭部コイル及び膝用コイルの中には、送受信コイルも存在する。

傾斜磁場用電源３１は、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸の傾斜磁場を発生するコイルそれぞれを駆動する各チャンネル用の傾斜磁場用電源３１ｘ，３１ｙ，３１ｚを備える。傾斜磁場用電源３１ｘ、３１ｙ、３１ｚは、シーケンスコントローラ３４の指令により、必要な電流波形を各チャンネル独立に出力する。それにより、傾斜磁場コイルユニット１２のメインコイル１２ａは、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸の方向における傾斜磁場を患者に印加することができる。

ＲＦ送信器３２は、シーケンスコントローラ３４からの指示に基づいてＲＦパルスを生成する。ＲＦパルスはＷＢコイル１３に伝送され、患者に印加される。ＲＦパルスの印加によって患者からＭＲ信号が発生する。このＭＲ信号は、ローカルコイル２０又はＷＢコイル１３によって受信される。

ローカルコイル２０で受信されたＭＲ信号、より具体的には、ローカルコイル２０内の各コイル要素で受信したＭＲ信号は、ＲＦ受信器３３に伝送される。ローカルコイル２０がケーブルを介してＲＦ受信器３３にＭＲ信号を伝送可能な構成の場合、各コイル要素で受信されたＭＲ信号は、寝台本体４０内部に備えられるケーブルを介してＲＦ受信器３３に伝送される。各コイル要素の出力経路や、ＷＢコイル１３の出力経路はチャンネルと呼ばれる。このため、各コイル要素やＷＢコイル１３から出力される夫々のＭＲ信号をチャンネル信号と呼ぶこともある。また、ＷＢコイル１３で受信されたチャンネル信号もＲＦ受信器３３に伝送される。なお、ローカルコイル２０内の各コイル要素で受信されたＭＲ信号が無線でＲＦ受信器３３に送信される構成であってもよい。

ＲＦ受信器３３は、ローカルコイル２０やＷＢコイル１３からのチャンネル信号、即ち、ＭＲ信号をＡＤ（Analog to Digital）変換して、シーケンスコントローラ３４に出力する。デジタルに変換されたＭＲ信号は、生データ（Raw Data）と呼ばれることもある。

シーケンスコントローラ３４は、後述するコンソール５００による制御のもと、傾斜磁場用電源３１、ＲＦ送信器３２、及びＲＦ受信器３３をそれぞれ駆動することによって患者の撮像を行う。シーケンスコントローラ３４は、撮像によってＲＦ受信器３３から生データを受信すると、その生データをコンソール５００に送信する。

シーケンスコントローラ３４は、処理回路（図示しない）を具備する。この処理回路は、例えば所定のプログラムを実行するプロセッサや、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）及びＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）等のハードウェアで構成される。

寝台装置４００は、寝台本体４０及び天板４１を有する。寝台本体４０は、天板４１を上下方向及び水平方向に移動することができる。撮像前に天板４１に載置された患者を所定の高さまで移動させる。その後、撮影時には天板４１を水平方向に移動させて患者を磁石架台１００の開口部内に移動させる。

コンソール５００は、処理回路５０、記憶回路５１、ディスプレイ５２、及び入力回路５３を備える。コンソール５００は、ホスト計算機として機能する。

処理回路５０は、専用又は汎用のＣＰＵ（Central Processing Unit）又はＭＰＵ（Micro Processor Unit）の他、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、及び、プログラマブル論理デバイス等の処理回路を意味する。プログラマブル論理デバイスとしては、例えば、単純プログラマブル論理デバイス（ＳＰＬＤ：Simple Programmable Logic Device）、複合プログラマブル論理デバイス（ＣＰＬＤ：Complex Programmable Logic Device）、及び、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）等の回路が挙げられる。処理回路５０は、記憶回路５１に記憶された、又は、処理回路５０内に直接組み込まれたプログラムを読み出し実行することで後述する機能を実現する。

また、処理回路５０は、単一の処理回路によって構成されてもよいし、独立した複数の処理回路の組み合わせによって構成されていてもよい。後者の場合、記憶回路５１が、複数の処理回路にそれぞれ対応する複数の記憶回路を有してもよいし、記憶回路５１が、複数の処理回路に対応する１個の記憶回路を有してもよい。

記憶回路５１は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ（Flash Memory）等の半導体メモリ素子、ハードディスク、及び光ディスク等を備える。記憶回路５１は、ＵＳＢ（Universal Serial bus）メモリ及びＤＶＤ（Digital Video Disk）等の可搬型メディアを備えてもよい。記憶回路５１は、処理回路５０において用いられる各種処理プログラム（アプリケーションプログラムの他、ＯＳ（Operating System）等も含まれる）や、プログラムの実行に必要なデータや、医用画像を記憶する。また、ＯＳに、操作者に対するディスプレイ５２への情報の表示にグラフィックを多用し、基礎的な操作を入力回路５３によって行うことができるＧＵＩ（Graphical User Interface）を含めることもできる。

ディスプレイ５２は、液晶ディスプレイパネル、プラズマディスプレイパネル、及び有機ＥＬ（Electro Luminescence）パネル等の表示デバイスである。

入力回路５３は、操作者によって操作が可能なポインティングデバイス（マウス等）やキーボード等の入力デバイスからの信号を入力する回路であり、ここでは、入力デバイス自体も入力回路５３に含まれるものとする。操作者により入力デバイスが操作されると、入力回路５３はその操作に応じた入力信号を生成して処理回路５０に出力する。なお、ＭＲＩ装置１は、入力デバイスがディスプレイ５２と一体に構成されたタッチパネルを備えてもよい。

続いて、本実施形態に係るＭＲＩ装置１における静磁場補正方法について説明する。

まず、金属シム７２ｂとＦ０シフトの関係について説明する。図６は、ポケット７２ａごとのＦ０シフトへの影響度を表す。

図６のグラフの横軸はポケット番号ｊであり、縦軸はＦ０シフト影響係数Ｋｊである。Ｆ０シフト影響係数Ｋｊは、各ポケット７２ａに配置される金属シム７２ｂの単位枚数あたりのＦ０シフト量をポケット番号８のＦ０シフト量で正規化した量である。Ｆ０シフト量は、同じ単位枚数の金属シム７２ｂに同じ温度変化を与えた時に、Ｆ０が変化する値をポケット７２ａごとに求めた値である。

図６のグラフを参照すると、ポケット番号８付近、つまり磁場中心付近はＦ０シフト影響係数Ｋｊの絶対値が大きく、磁場中心から離れた磁石端部付近は、Ｆ０シフト影響係数Ｋｊの絶対値が小さい。また、磁場中心から離れた磁石端部付近に配置された金属シム７２ｂのＦ０シフト影響係数Ｋｊは、磁場中心付近の金属シム７２ｂのＦ０シフト影響係数Ｋｊと正負が反転している。例えば、金属シム７２ｂが温められると、磁場中心付近の金属シム７２ｂはＦ０を上昇させ、磁場中心から離れた磁石端部付近の金属シム７２ｂは、Ｆ０を下降させる。このように、金属シム７２ｂは、磁場中心からのＺ軸方向の位置により、Ｆ０シフトを変化させる方向および大きさが異なる。

パッシブシミングでは、据付段階で静磁場の不均一性が所定の許容範囲に収まるように金属シム７２ｂの配置を決定している。一般的には、磁場中心付近に多くの金属シム７２ｂが配置されることが多いため、金属シム７２ｂ全体として、金属シム７２ｂの温度上昇時にＦ０シフト量が上昇する傾向にある。仮に、磁場中心から離れた磁石端部付近に配置される金属シム７２ｂの量を増やすことができれば、磁場中心付近の金属シム７２ｂによる、上昇方向のＦ０シフトを抑制することができる。

パッシブシミングを完了する時点で、静磁場の不均一性を最終的に満たすべき許容範囲に収めようとすると、磁場中心から離れた磁石端部付近に配置可能な金属シム７２ｂの量には限りがある。本実施形態に係る静磁場の調整方法では、アクティブシミングで最終的に補正されることを前提として、磁場中心から離れた磁石端部付近に配置可能な金属シム７２ｂの量が多くする。パッシブシミングを完了させる時点では、静磁場の不均一性が最終的に収まるべき許容範囲に収まっていないが、パッシブシミングに続いて行われるアクティブシミングによって最終的に静磁場は補正される。

図７は、本実施形態に係るＭＲＩ装置１における静磁場補正方法の手順をフローチャートとして示す図である。

まず、ＭＲＩ装置１の据え付け時に、静磁場磁石１０の磁場特性が測定される。例えば、複数のシムポケット７２ａの全てが空の状態、つまり、金属シム７２ｂが全く配置されていない状態で、ボア中央部の多数点の磁場が測定される（ステップＳＴ１）。ステップＳＴ１の時点はパッシブシミング前なので、測定された静磁場の均一性は担保されていない。なお、測定は任意の磁場測定器を用いて行われる。また、磁場の測定において、シムポケット７２ａは必ずしも全て空の状態である必要はなく、あらかじめ金属シム７２ｂがいくつか備えられていてもよい。

図８は、本実施形態に係るＭＲＩ装置１における測定対象領域の概念を示す図である。

図８に示すように、撮像中心近傍に所定の直径の球（例えば、直径５０ｃｍの球）があると仮定する。この球を含む測定対象領域の磁場Ｂ_Ｚ＿bare（ｒ，θ，φ）が、図８に示す球座標系で測定される。

図７の説明に戻って、処理回路５０（又はＭＲＩ装置１の外部の計算機）は、ＭＲＩ装置１の据え付け時に、ステップＳＴ１における磁場の測定値に基づいて最適化計算を実行し、各ポケット７２ａに収納すべき金属シム７２ｂの数Ｓ_ｉ，ｊを算出する（ステップＳＴ２〜ＳＴ６）。最適化計算とは、パラメータｘ（ｘは通常多変数）の関数として目的関数ｆ（ｘ）及び制約条件ｇ（ｘ）を設定し、制約条件ｇ（ｘ）を満たしつつ目的関数ｆ（ｘ）が最小（又は最大）となるようなパラメータｘを決定する手法のことである。なお、制約条件ｇ（ｘ）は、ＭＲＩ装置１で予め定められた静磁場不均一性の許容範囲Ｂｄ（後述する図９に図示）を表す。制約条件として、制約条件ｇ（ｘ）のみならず複数設定されてもよい。

パラメータｘは、金属シム７２ｂの数Ｓ_ｉ，ｊがそれぞれ最適化された値である。そして、制約条件ｇ（ｘ）として、例えば、磁場の不均一性を表す指標が所定の範囲内、つまり空間的な変動成分が所定の範囲内であることを示す不等式が設定される。また、目的関数ｆ（ｘ）として金属シム７２ｂの数Ｓ_ｉ，ｊが設定される。これらの設定で最適化計算が実行されることにより、磁場の不均一性を表す指標が所定の範囲内に抑制された状態で金属シム７２ｂの総数が最小となるように、金属シム７２ｂの数Ｓ_ｉ，ｊがそれぞれ最適化される。

まず、処理回路５０は、ステップＳＴ２において、目的関数ｆ（Ｓ_ｉ，ｊ）を次の式（１）に示すように設定する。目的関数ｆ（Ｓ_ｉ，ｊ）は、金属シム７２ｂの数Ｓ_ｉ，ｊの関数（総和を表す関数）として表現される。

次いで、処理回路５０は、ステップＳＴ３において、磁場の均一化のための制約条件ｇ（ｘ）を設定する。磁場の均一化のための制約条件の指標の一例として、ＶＲＭＳ（Volume Root Mean Square）が挙げられる。

一般に、ボア内の磁場（球座標）の理論式は、ルジャンドル関数展開を用いた以下の式で与えられる。

ここで、Ｐ_n ^m（cos（θ））は、次数（ｎ，ｍ）（０≦ｍ≦ｎ）のルジャンドル陪関数である。また、Ａ_n ^m、Ｂ_n ^mは、次数（ｎ，ｍ）のハーモニクスと呼ばれる値であり、フーリエ級数展開におけるフーリエ係数に類似する量である。次数（ｎ，ｍ）＝（０，０）が完全に均一な磁場に対応する。次数（ｎ≠０，ｍ≠０）のハーモニクスＡ_n ^m、Ｂ_n ^mの大きさにより、磁場の不均一性（空間的な変動成分）が表現される。

ステップＳＴ１によって測定された磁場Ｂ_Ｚ＿bare（ｒ，θ，φ）と、上記式（２）で表される磁場の理論式とから、測定値に基づく、金属シム７２ｂが無い状態（調整前の状態）でのハーモニクスＡ_n ^m _＿bare、Ｂ_n ^m _＿bare（以下、調整前ハーモニクスと呼ぶ）を求めることができる。例えば、測定値を理論式にフィッティングすることで調整前ハーモニクスＡ_n ^m _＿bare、Ｂ_n ^m _＿bareを求めることができる。調整前ハーモニクスＡ_n ^m _＿bare、Ｂ_n ^m _＿bareの値が大きい程、その時点（調整前）での磁場の不均一性が大きいことを意味している。

パッシブシミングは、金属シム７２ｂの数Ｓ_ｉ，ｊを適正にすることにより、磁場の空間的な分布を補正し、調整前ハーモニクスＡ_n ^m _＿bare、Ｂ_n ^m _＿bareの値を可能な限り小さくすることで磁場の均一性を向上させる手法である。

次いで、処理回路５０は、ステップＳＴ４において、必要に応じて制約条件ｇ（ｘ）以外の他の制約条件を設定する。他の制約条件は、例えば金属シム７２ｂの数が非負となることや各ポケット７２ａに収容可能な金属シム７２ｂの枚数などである。そして処理回路５０は、ステップＳＴ５において、設定された制約条件の下で目的関数を最小化ないし最大化する最適化計算を実行する。最適化計算の実行後、ステップＳＴ６において金属シム７２ｂの分布Ｓ_１，１〜Ｓ_{２４，１５}が算出される。

図９（Ａ）〜（Ｄ）は、本実施形態に係るＭＲＩ装置１において、Ｚ軸方向における静磁場Ｂ_Ｚが均一化される流れを示す図である。

図９（Ａ）は、金属シム７２の配置前の、Ｚ軸方向における磁場Ｂ_Ｚの分布の一例を示す。磁場Ｂ_Ｚは、ハーモニクスＡ_２ ^０ _＿bare（Ａ_２ ^０ _＿bare＞０）を比例定数とする、Ｚ位置の２乗に比例する関数として表される。Ａ_２ ^０ _＿bareは、ハーモニクスＡ_ｎ ^ｍ _＿bareの一要素である。図９（Ａ）は、パッシブシミング前であるため、磁場の不均一性は、最終的に収まるべき磁場不均一性の許容範囲Ｂｄに収まっていない。

一方、図９（Ｂ）は、図９（Ａ）に対し、上述した最適化演算によって決定された金属シム７２ｂの数Ｓ_ｉ，ｊに従って金属シム７２ｂが仮に配置された場合の、Ｚ軸方向における磁場Ｂ_Ｚの分布の一例を示す。図９（Ｂ）は、パッシブシミングによる金属シム７２ｂの配置により、磁場の不均一性が所定の許容範囲Ｂｄに収まっている状態に対応する。

一方、前述したように、金属シム７２ｂの温度が上昇するとＦ０シフトが発生する。このＦ０シフトの大きさや、Ｆ０シフトの方向（Ｆ０が正の方向へシフトするのか負の方向にシフトするのか）は、金属シム７２ｂの位置に応じて異なる。

そこで、静磁場均一性が所定の許容範囲Ｂｄに収まるように決定された金属シム７２ｂの数Ｓ_ｉ，ｊに従って金属シム７２ｂが仮に配置された場合に発生するＦ０シフトを抑制するために、ステップＳＴ７において、磁石端部付近、具体的には、Ｆ０シフト影響係数（図６に図示）が負を示す位置のポケット（例えばポケットの数が１５個の場合には１〜４、１２〜１５番のうち少なくとも１個のポケット）に、意図的に１又は複数の金属シム７２ｂを追加する。金属シム７２ｂが追加された場合の、Ｚ軸方向における磁場Ｂ_Ｚの分布の一例は、図９（Ｃ）に示される。

このとき、金属シム７２ｂの数は、後に行われるアクティブシミングで補正可能な範囲で追加される。分布Ｓ_１，１〜Ｓ_{２４，１５}に対して、ステップＳＴ７で金属シム７２ｂを追加配置することにより、図９（Ｃ）に示すように、最終的に満たすべき磁場不均一性の許容範囲Ｂｄから外れてしまう場合があるが、この状態のまま据え付けを完了させる。静磁場不均一性の許容範囲Ｂｄは、前述した最適化処理における制約条件ｇ（ｘ）に相当する。

次いで、処理回路５０は、患者が撮像領域に配置された後、ステップＳＴ８において、アクティブシミングを行って、静磁場不均一性が所定の許容範囲Ｂｄに収まるように磁場補正する。例えば、ステップＳＴ７による金属シム７２ｂの追加によって制約条件ｇ（ｘ）から外れたハーモニクスの項Ａ_２ ^０ _＿shimに対して、Ｚ^２チャンネルのシムコイル１１ｅによるアクティブシミングで制約条件ｇ（ｘ）を満足させるように磁場補正する。シムコイル１１ｅによるアクティブシミングが実行された場合の、Ｚ軸方向における磁場Ｂ_Ｚの分布の一例は、図９（Ｄ）で示される。

その結果、分布Ｓ_１，１〜Ｓ_{２４，１５}に対して、外側位置のポケットに金属シム７２ｂが追加されつつ、磁場の均一性はシムコイル１１ｅによるアクティブシミングで補完的に補正されて制約条件ｇ（ｘ）を満足したものとなる。即ち、静磁場の均一性を維持しつつ、ＭＲスキャンにおけるＦ０シフトの抑制が期待できる。

ＭＲＩ装置１によると、ハーモニクスの項がＡ_２ ^０ _＿bare＞０となることが分かっている静磁場磁石１０の特性に対し、静磁場の均一性を維持しつつ、Ｆ０シフトを抑制できる。

（第１変形例）
上述した第１の実施形態では、静磁場の均一性が最終的に満たすべき範囲Ｂｄに収まるように金属シム７２ｂの数Ｓ_ｉ，ｊを最適化してから（図９（Ｂ）に図示）、さらに磁石端部付近に金属シム７２ｂを追加していた。一方、第１変形例においては、金属シム７２ｂの数Ｓ_ｉ，ｊの最適化演算の時点で、後のアクティブシミングによる補完的な補正を前提とした、静磁場不均一性の許容範囲を表す制約条件を設定する。

ハーモニクスの項がＡ_２ ^０ _＿bare＞０となるような特性を有する静磁場磁石１０の場合、最終的に満たすべき静磁場の均一性をパッシブシミングで達成しようとすると、外側位置における金属シム７２ｂの数は限定される。そこで、例えば静磁場均一性が悪くなるような制約条件をあえて最適化演算において適用し、より多くの金属シム７２ｂが磁石端部付近に配置されるようにする。金属シム７２ｂを配置した段階では最終的に満たすべき静磁場の均一性は担保されないので、後でアクティブシミングを行う。

図１０は、本実施形態に係るＭＲＩ装置１の第１変形例における静磁場補正方法の手順をフローチャートとして示す図である。なお、図１０において、図７に示すステップと同一ステップには同一符号を付して説明を省略する。

処理回路５０は、ステップＳＴ１３において、図７に示すステップＳＴ３によって設定される制約条件ｇ（ｘ）とは異なる、制約条件ｈ（ｘ）を設定する。制約条件ｈ（ｘ）は、アクティブシミングによって磁場の補正が可能な範囲で磁場均一性の劣化を許容し、金属シム７２ｂが磁石端部付近に多く配置されるような制約条件である。次いで、処理回路５０は、図７に示すステップＳＴ４と同様に、ステップＳＴ１４において、必要に応じて他の制約条件を設定する。次いで、処理回路５０は、図７に示すステップＳＴ５と同様に、ステップＳＴ１５において、設定された制約条件ｈ（ｘ）の下で目的関数を最小化する最適化計算を実行する。次いで、処理回路５０は、図７に示すステップＳＴ６と同様に、ステップＳＴ１６において、金属シム７２ｂの数Ｓ_ｉ、ｊをそれぞれ決定し、分布Ｓ_１，１〜Ｓ_{２４，１５}を算出する。次いで、ステップＳＴ１７において、ステップＳＴ１６によって算出された分布Ｓ_１，１〜Ｓ_{２４，１５}に従って金属シム７２ｂが配置される。

図１１（Ａ）〜（Ｃ）は、本実施形態に係るＭＲＩ装置１の第１変形例において、Ｚ軸方向における磁場Ｂ_Ｚの分布の変化例を示す図である。

図１１（Ａ）は、金属シム７２の配置前の、Ｚ軸方向における磁場Ｂ_Ｚの分布の一例を示す。図１１（Ａ）は、図９（Ａ）と同一である。図１１（Ｂ）は、図１１（Ａ）に対し、分布Ｓ_１，１〜Ｓ_{２４，１５}に従って金属シム７２ｂが配置された場合の、Ｚ軸方向における磁場Ｂ_Ｚの分布の一例を示す。

ここで、静磁場磁石１０がハーモニクスＡ_２ ^０ _＿bareが正となる特性を有する場合では、分布Ｓ_１，１〜Ｓ_{２４，１５}に従って金属シム７２ｂが配置された状態でＭＲスキャンが行われると、Ｆ０シフトが抑制される。このとき、分布Ｓ_１，１〜Ｓ_{２４，１５}に従った金属シム７２ｂの配置により、最終的に満たすべき磁場不均一性の許容範囲Ｂｄから外れる場合があるが、この状態のまま据え付けを完了させる。

一方で、従来技術におけるＺ軸方向の磁場の分布の変化を説明する。図１２（Ａ），（Ｂ）は、従来技術において、Ｚ軸方向における磁場の分布の変化例を示す図である。

図１２（Ａ）は、金属シムの配置前の、Ｚ軸方向における磁場Ｂ_Ｚの分布の一例を示す。図１２（Ａ）は、図９（Ａ）と同一である。図１２（Ｂ）は、図１２（Ａ）に対し、磁場不均一性の許容範囲Ｂｄに収まるように算出された分布に従って金属シムが配置された場合の、Ｚ軸方向における磁場Ｂ_Ｚの分布の一例を示す。

図１２（Ｂ）に示す、従来技術に係る金属シムの配置によると、Ａ_２ ^０ _＿bareがあまり大きくない場合に金属シムによる補正量も少なくなるので、外側のポケットに配置される金属シムの数も少なくなる。即ち、従来技術に係る金属シムの配置によると、Ｆ０シフトの抑制効果が小さくなる。

図１０の説明に戻って、処理回路５０は、患者が撮像領域に配置された後、ステップＳＴ１８において、ハーモニクスの項Ａ_２ ^０ _＿shimに対して、Ｚ^２チャンネルのシムコイル１１ｅによるアクティブシミングで制約条件ｇ（ｘ）を満足させるように磁場補正する。シムコイル１１ｅによるアクティブシミングが実行された場合の、Ｚ軸方向における磁場Ｂ_Ｚの分布の一例は、図１１（Ｃ）で示される。

以上説明した金属シム７２ｂの配置とアクティブシミングにより、Ｆ０シフトが抑制されつつ、磁場の均一性としてはシムコイル１１ｅによるアクティブシミングで補完的に補正されて制約条件ｇ（ｘ）を満足したものとなる。即ち、静磁場の均一性を維持しつつ、ＭＲスキャンにおけるＦ０シフトの抑制が期待できる。

ＭＲＩ装置１の第１変形例によると、ハーモニクスの項がＡ_２ ^０ _＿bare＞０となることが分かっている静磁場磁石１０に対し、静磁場の均一性を維持しつつ、Ｆ０シフトを抑制できる。

（第２変形例）
上述した第１の実施形態および第１変形例では、ハーモニクスの項がＡ_２ ^０ _＿bare＞０となる場合を例にとって説明した。一方、第２変形例は、ハーモニクスの項がＡ_２ ^０ _＿bare＜０となる静磁場磁石１０の場合、またはＡ_２ ^０ _＿bare＞０であってＡ_２ ^０ _＿bareが小さい静磁場磁石１０の場合における静磁場補正を示す。

ハーモニクスの項がＡ_２ ^０ _＿bare＜０となる静磁場磁石１０の場合、またはＡ_２ ^０ _＿bare＞０であってＡ_２ ^０ _＿bareが小さい静磁場磁石１０の場合、金属シム７２ｂの配置が中央の位置に集まる傾向がハーモニクスの項がＡ_２ ^０ _＿bare＞０であって十分大きい場合に比べて強い。そこで、第２変形例では、先にアクティブシミングを行って、静磁場の不均一特性が、Ａ_２ ^０ _＿bare＞０であって十分大きくなるように一旦補正する。この段階では磁場の均一性は最終的に満たすべき磁場均一性を満たす必要はない。その後、パッシブシミングを行うことにより、磁場の均一性を補正する。この場合、ハーモニクスの項がＡ_２ ^０ _＿bare＞０となる静磁場磁石１０と同様にパッシブシミングを行なうことができるため、例えばＡ_２ ^０ _＿bare＜０の状態でパッシブシミングを行う場合よりも、より多くの金属シム７２ｂが磁石端部付近、具体的には、Ｆ０シフト影響係数（図６に図示）が負を示す位置に配置されることになり、Ｆ０シフトを抑制できる。

なお、図７に示す例では、素性がＡ_２ ^０ _＿bare＞０の状態に対して最適化計算を行った場合、金属シム７２ｂはある程度磁石端部付近に配置される結果となるが、磁石端部付近に配置される金属シム７２ｂの数が不十分であると述べた。そこで、第２の変形例では、アクティブシミングを行って、磁場の特性をＡ_２ ^０ _＿bare＜０からＡ_２ ^０ _＿bare＞０に変化させる際に、正の極性をより強くして、Ａ_２ ^０ _＿bare＞＞０とする。正の極性を強くすることにより、より多くの金属シム７２ｂが磁石端部付近に配置される。

図１３は、本実施形態に係るＭＲＩ装置１の第２変形例における静磁場補正方法の手順をフローチャートとして示す図である。なお、図１３において、図７に示すステップと同一ステップには同一符号を付して説明を省略する。また、図１３において、ステップの順番を入れ替えて、全てのステップをＭＲＩ装置１の据え付け時に実行することも可能である。

設計上又は製造工程管理上、静磁場磁石１０がハーモニクスの項がＡ_２ ^０ _＿bare＜０となる特性を有することが分かっている場合、処理回路５０は、ＭＲＩ装置１の据え付け時に、ステップＳＴ２１において磁場が測定される際に、Ｚ^２チャンネルのシムコイル１１ｅで、ハーモニクスの項がＡ_２ ^０ _＿bare＞０となるように磁場を調整する。

図１４（Ａ）〜（Ｃ）は、本実施形態に係るＭＲＩ装置１の第２変形例において、Ｚ軸方向における磁場Ｂ_Ｚの分布の変化例を示す図である。

図１４（Ａ）は、金属シム７２の配置前の、Ｚ軸方向における磁場Ｂ_Ｚの分布の一例を示す。磁場Ｂ_Ｚは、比例定数がハーモニクスの項Ａ_２ ^０ _＿bare（Ａ_２ ^０ _＿bare＜０）であり、Ｚ位置の２乗に比例する関数として表される。図１４（Ｂ）は、図１４（Ａ）に対し、Ｚ^２チャンネルのシムコイル１１ｅで磁場補正された場合の、Ｚ軸方向における磁場Ｂ_Ｚの分布の一例を示す。

図１３の説明に戻って、処理回路５０は、制約条件を満足するように金属シム７２ｂの数Ｓ_ｉ，ｊをそれぞれ決定する（ステップＳＴ２〜ＳＴ６）。次いで、ステップＳＴ６によって算出された金属シム７２ｂの分布Ｓ_１，１〜Ｓ_{２４，１５}に従って金属シム７２ｂが配置される（ステップＳＴ２７）。金属シム７２ｂによるパッシブシミングが行われた場合の、Ｚ軸方向における磁場Ｂ_Ｚの分布の一例は、図１４（Ｃ）で示される。

ハーモニクスの項がＡ_２ ^０ _＿bare＞０となっている静磁場の均一性を補正するためには、即ち、図１４（Ｂ）を図１４（Ｃ）に移行させるためには、磁石端部付近のポケットに金属シム７２ｂを配置する必要がある（図６参照）。その結果、結果的に磁石端部付近のポケットに金属シム７２ｂの数が多い、「Ｆ０シフトの発生を抑制できる金属シム配置」となる。

ＭＲＩ装置１の第２変形例によると、ハーモニクスの項がＡ_２ ^０ _＿bare＜０となる、あるいはＡ_２ ^０ _＿bareが正であってあまり大きくない静磁場磁石１０に対し、静磁場の均一性を維持しつつ、Ｆ０シフトを抑制できる。

以上述べた少なくともひとつの実施形態のＭＲＩ装置及び静磁場補正方法によれば、静磁場の均一性を維持しつつ、Ｆ０シフトを抑制できる。

仮に、金属シム７２ｂによるパッシブシミングを行わずに、シムコイルユニット１１によるアクティブシミングのみで静磁場の均一性を調整できれば、金属シム７２ｂの温度上昇の影響を受けずに済む。しかし、一般的に磁石は、磁気シールドの影響を含め、複雑な静磁場の不均一性を有しており、高次の静磁場の不均一性を調整するためには高次の磁場を補正できるシムコイルが必要となる。シムコイルは傾斜磁場コイルユニット１２内部に配置されることが多いため、高次まで磁場補正できるシムコイルを組み込むと、ボアが狭くなる。また、シムコイルのチャンネル数が増えると、シムコイルに電力を供給する電源が大型化し、消費電力も増えてしまう。したがって、アクティブシミングだけで静磁場の均一性を補正するのではなく、パッシブシミングとアクティブシミングとを併用した方が、ボアの広さの確保と、省電力化の観点で優れている。

以上、本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これらの実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。

１…磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置
１０…静磁場磁石
１１…シムコイルユニット
１１ｅ…Ｚ^２チャンネルのシムコイル
１２…傾斜磁場コイルユニット（ＡＳＧＣ）
１２ａ…メインコイル
１２ｂ…シムトレイユニット
１２ｃ…シールドコイル
１３…ＷＢコイル
７２ｂ…金属シム

Claims (6)

1. 静磁場を生成する静磁場磁石と、
   前記静磁場中の各位置に所定の個数を配置して、前記静磁場の均一性をパッシブシミングによって補正する金属シムと、
   電力の供給によって磁場を発生させ、前記静磁場の均一性をアクティブシミングによって補正するコイルと、を備え、
   前記静磁場の均一性が所定の基準を満たすか否かによらず、前記金属シムの前記各位置における前記所定の個数は、前記金属シムの温度変化による磁気共鳴信号の中心周波数シフトが所定の範囲内に収まるように決定される、
   磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記パッシブシミングにおいて、前記静磁場の均一性が前記所定の基準を満たす場合の、前記金属シムの前記各位置における前記所定の個数に対し、磁場中心位置から遠い所定の位置に前記金属シムが追加配置された状態の請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記金属シムの前記各位置によって前記中心周波数シフトに関する影響度が異なり、
   前記パッシブシミングにおいて、前記影響度が負を示す位置に、前記金属シムが追加配置された状態の請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記パッシブシミングにおいて、前記静磁場の均一性が所定の基準を満たさないことを許容しつつ、前記パッシブシミングと前記アクティブシミングとを組み合わせた補正により、前記静磁場の均一性が前記所定の基準を満たし、かつ、前記中心周波数シフトを抑制するように、前記金属シムが追加配置された状態の請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記金属シムの前記各位置によって前記中心周波数シフトに関する影響度が異なり、
   前記パッシブシミングの前の前記アクティブシミングにおいて、前記パッシブシミングにおいて前記影響度が負を示す位置に前記金属シムが多く配置されるように、前記静磁場の特性を変換する請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 静磁場磁石により生成された静磁場中の各位置に所定の個数の金属シムを配置して前記静磁場の均一性が所定の基準を満たすようにパッシブシミングによって補正する静磁場補正方法であって、
   前記静磁場の均一性が所定の基準を満たすか否かによらず、前記金属シムの前記各位置における前記所定の個数が、前記金属シムの温度変化による磁気共鳴信号の中心周波数シフトが所定の範囲内に収まるように決定し、
   前記静磁場の均一性が前記所定の基準を満たすように、電力の供給によってコイルから磁場を発生させ、前記静磁場の均一性をアクティブシミングによって補正する
   静磁場補正方法。