JP4070300B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体内の原子核スピンの磁気共鳴現象を利用したＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）に係り、とくに、被検体が置かれる静磁場の均一性を向上させて脂肪抑制（脂肪からのＭＲ信号の収集を抑制すること）を行うＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
医療用のＭＲ装置は、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号に基づいて画像を再構成したり、スペクトルデータを得る装置である。
【０００３】
被検体のＭＲ画像を得る場合、断面内に在る脂肪は化学シフトに因ってアーチファクトなどの原因になる場合もあり、また診断上の理由で脂肪からのＭＲ信号はなるべく収集しないようにする、いわゆる脂肪抑制は必要不可欠な事項である。この脂肪抑制の一手法として、通常の画像データ収集シーケンスを実行する前に、周波数選択の脂肪抑制パルスで脂肪の原子核スピンを磁気的に飽和させておく技術が知られている。
【０００４】
この脂肪抑制効果を実効あらしめるためには、シミングにより静磁場の撮影領域の均一度を高めておく必要がある。従来、撮像領域がマルチスライス撮影時のように３次元領域である場合、その撮像領域の空間的中心位置でのスライス、または、磁場中心のスライスを使ってシミングを行っていた。
【０００５】
このため、シミングを実施した位置（例えば撮像領域の中心スライスの位置）においては、脂肪抑制パルスの励起周波数範囲が脂肪の共鳴曲線に的確にマッチし、確実な脂肪抑制効果が得られる。しかし、スキャン位置がシミングの実施位置からスライス方向に離れるにしたがって（例えば撮像領域の端のスライス位置など）、部位の組成の違い等に因って水、脂肪のスペクトルが周波数軸上でずれてしまうことが多く、これにより、脂肪抑制パルスの励起周波数範囲が脂肪の共鳴曲線からずれてしまい、脂肪抑制効果が半減してしまうという事態が頻発していた。
【０００６】
この対策の１つとして、特開平９−１６４１２４号（特願平７−３２４６６０号）にて提案されている手法が知られている。この公報記載の手法によれば、３次元の撮像領域を形成する複数スライスの内、２面以上の任意スライスに対して実施した１次シミングの結果から残りのスライスそれぞれに対する最適シミング値および周波数のずれΔｆを推定し、これらの推定値に基づき全てのスライスについて最適シミングの状態で脂肪抑制を行おうというものである。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述した公報記載の手法は、いわゆる「Ｂ0 シフト」と呼ばれる磁場変化現象を考慮していないため、脂肪抑制対策としては未だ十分とは言えなかった。
【０００８】
この「Ｂ0 シフト」とは、パルスシーケンス長に対して有意に長い時定数（２００msec〜１sec 程度）で生じる、空間分布を持たない磁場変化分を生じる現象を言う（例えば、「Hofman M., J. of Compt. Assist. Tomogr. 19(1),56-62,1995」参照）。この「Ｂ0 シフト」の量は、傾斜磁場チャンネルの違いや傾斜磁場パルス波形の印加パターンの違いに依存することが知られている。つまり、各チャンネルに同一電流を供給した場合でも、傾斜磁場コイルの製造誤差などに因り、チャンネル毎に異なったＢ0 シフト量を持つ。また、ＭＲ画像を得るには、スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向の各方向に互いに異なるパルス波形の傾斜磁場を印加する必要があるが、このパルス波形（印加パターン）の違いに因ってもＢ0 シフト量は異なる。
【０００９】
このため、前述した公報記載の手法で最適シミング状態にし、周波数のずれΔｆを考慮したとしても、パルスシーケンス毎および撮像スライス毎にＢ0 シフト量が異なる。例えば、シミング値および脂肪抑制シーケンスが例えばアキシャル断面にて最適脂肪抑制となるように設定されたとしても、撮像断面をコロナル面やサジタル面に変更した場合、ＦＯＶ（field of view ）やスライス厚を変更した場合などに脂肪抑制状態が変わってしまう。したがって、このＢ0 シフトの考慮不足によって、高精度で且つ安定した脂肪抑制を行うことは今だ困難な状況にあった。
【００１０】
本発明は、このような従来技術による不都合に鑑みてなされたもので、静磁場の不均一性、傾斜磁場コイルの仕様の製造上のばらつきなどに起因した「Ｂ0 シフト」と呼ばれる現象を考慮し、より高精度で且つ安定した脂肪抑制などのプリパルス機能を発揮させ、高品質のＭＲ像を提供することを、その目的とする。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成させるため、本発明のＭＲＩ装置によれば、複数の物理的なチャンネルを介して傾斜磁場を被検体に印加する手順を含む撮像シーケンスを実行して当該被検体からＭＲ信号を収集するようにしたＭＲＩ装置であって、プリパルスを含む撮像シーケンスのスキャン条件を入力する入力手段と、Ｘ軸、Ｙ軸およびＺ軸それぞれについて、傾斜磁場波形をスライス用、読出し用および位相エンコード用と変えて実行した測定シーケンスにより予め得られた測定データに基づく、前記Ｘ軸、Ｙ軸およびＺ軸それぞれのチャンネル並びに前記撮像シーケンスにおいて用いられるスライス用、読出し用および位相エンコード用のそれぞれの傾斜磁場の印加パターンの組合せについての係数を、Ｂ０シフトの影響を補正するための補正量として記憶する記憶手段と、前記係数および前記スキャン条件に基づいて前記Ｂ ０ シフトによる前記プリパルスの周波数の変更分を演算する演算手段と、前記変更分に基づいて前記プリパルスの周波数を補正し、かつ前記補正量を前記撮像シーケンスに反映させる補正手段とを備えたことを特徴とする。
【００１２】
好適には、前記入力手段は、脂肪抑制パルスを含む撮像シーケンスのスキャン条件を入力するように構成される。
【００１３】
また、好適には、前記入力手段は、ＭＴＣパルスを含む撮像シーケンスのスキャン条件を入力するように構成される。
【００１４】
また、好適には、前記補正手段は、脂肪抑制用の送信ＲＦパルスと、前記送信ＲＦパルスの印加後に前記Ｘ軸、Ｙ軸およびＺ軸それぞれのチャンネルの少なくとも１つに印加される傾斜磁場スポイラパルスとを含む撮像シーケンスに前記補正量を反映させるように構成される。例えば、前記補正手段は、脂肪抑制用の送信ＲＦパルスと、前記送信ＲＦパルスの印加後に前記Ｘ軸、Ｙ軸およびＺ軸の複数の物理チャンネルにそれぞれ印加される３つのパルスから成る傾斜磁場スポイラパルスとを含む撮像シーケンスに前記補正量を反映させるように構成される。
【００１５】
また、例えば、前記記憶手段は、傾斜磁場スポイラおよびその傾斜磁場を含むシーケンス部分を複数回繰り返す前半のシーケンスと、前記前半シーケンスの後に実行されるＲＦパルスの印加およびＦＩＤ信号の収集を含む後半のシーケンスとから成る測定シーケンスにより得られた測定データに基づく補正量を記憶するように構成される。
【００１６】
さらに、前記記憶手段は、このＭＲＩ装置を現場に据え付ける据付け時に前記測定シーケンスを実行することによって得られた測定データに基づく補正量を記憶するように構成してもよい。或いは、前記記憶手段は、実際の被検体の撮像時に前記測定シーケンスを実行することによって得られた測定データに基づく補正量を記憶するように構成してもよい。
【００１７】
さらに、このＭＲＩ装置には、前記被検体の撮像部位を含む３次元領域に対して１次シミングを実行して最適シミング値およびスペクトルの周波数軸上のずれ量を求める手段と、前記最適シミング値および周波数軸上のずれ量に基づき前記撮像シーケンスを補正する手段を備えてもよい。
【００１８】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係る実施形態を添付図面に基づき説明する。
【００１９】
第１の実施形態
本発明の第１の実施形態を図１〜図１１に基づき説明する。
【００２０】
この実施形態にかかるＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図１に示す。
【００２１】
このＭＲＩ装置は、被検体Ｐを載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部と、被検体Ｐの心時相を表す信号としてのＥＣＧ信号を計測する心電計測部とを備えている。
【００２２】
静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石１を有するガントリと、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、ガントリに形成された円筒状の開口部（診断用空間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ0 を発生させる。この開口部には被検体Ｐが遊挿される。寝台部は、寝台本体と被検体Ｐを載せた天板とを備え、この天板をガントリ（すなわち磁石１）の開口部に退避可能に挿入できるようになっている。
【００２３】
磁石１には、２次以上の高次のシミングを実施するためのシムコイル１４が設けられている。２次以上のシミングを実施するときには、後述するホスト計算機の制御下で、シムコイル１４に対してシムコイル電源１５から静磁場均一化のための電流が供給される。
【００２４】
傾斜磁場発生部は、磁石１に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイルユニット３は、互いに直交する、ガントリの物理軸としてのＸ、Ｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はさらに、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケンサ５の制御のもと、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。
【００２５】
傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに供給されるパルス電流の割合および大きさを制御することにより、３軸Ｘ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成して、スライス方向傾斜磁場Ｇｓｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅ、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒｏを任意に設定・変更することができる。スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向は互いに直交する論理軸を成し、この各方向の傾斜磁場は静磁場Ｈ0 に重畳される。
【００２６】
送受信部は、磁石１内の診断用空間にて被検体Ｐの近傍に配設される高周波コイル７と、このコイル７に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。この送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは、後述するシーケンサ５の制御のもとで、磁気共鳴（ＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスを高周波コイル７に供給するとともに、高周波コイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）を受信し、各種の信号処理を施して、対応するデジタル信号を形成するようになっている。
【００２７】
さらに、制御・演算部は、シーケンサ（シーケンスコントローラともいう）５、ホスト計算機６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、入力器１３および音声発生器１６を備える。
【００２８】
この内、ホスト計算機６は、記憶させたソフトウエア手順により、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指令するとともに、シーケンサ５を含む装置全体の動作を統括する機能を有する。
【００２９】
本実施形態のＭＲＩ装置では、脂肪抑制パルスを含む事前シーケンスを実行して、いわゆる脂肪抑制を行った後、画像データの収集シーケンスを実行するスキャン法が採用されている。事前シーケンスおよびデータ収集シーケンスにより本発明の撮像シーケンスが形成される。このスキャン法により、脂肪から発生するＭＲ信号を抑制したＭＲデータが収集され、診断部位の脂肪を抑制することができる。これを実現するため、ホスト計算機６は、ＭＲＩ装置を病院などに据え付ける据付け時におけるＢ0 シフト量の測定、ならびに、実際の撮像時における１次シミングに拠る傾斜磁場のオフセット調整およびＢ0 シフト量の測定値に応じた脂肪抑制パルスのＲＦ周波数の調整を実行するようになっている。これらの処理は後述する。
【００３０】
シーケンサ５はＣＰＵおよびメモリを備えている。これにより、シーケンサ５は、ホスト計算機６から送られてきたパルスシーケンス情報をそのメモリに記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｒ、受信機８Ｔの一連の動作を制御する。ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｒ、受信器８Ｔなどを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報を含む。
【００３１】
このパルスシーケンスとしては、２次元スキャンまたは３次元スキャンのものであってもよいし、またそのパルス列の形態としては、ＳＥ（スピンエコー）法、ＦＥ（フィールド・グラジェントエコー）法、ＦＳＥ（高速ＳＥ）法、ＦＡＳＥ（Fast Asymmetric ＳＥ）法、ＥＰＩ法など、どのようなパルス列であってもよい。
【００３２】
また、演算ユニット１０は、受信器８ＲからのＭＲ信号のデジタルデータをシーケンサ５を介して入力してフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）への原データ（生データとも呼ばれる）の配置、および、原データを実空間画像に再構成するための２次元または３次元のフーリエ変換処理を行うようになっている。この演算ユニット１０の機能はホスト計算機６に持たせるように構成してもよい。
【００３３】
記憶ユニット１１は、原データおよび再構成画像データが施された画像データを保管することができる。表示器１２は画像を表示する。また入力器１３を介して、スキャン条件、パルスシーケンスなどの情報をホスト計算機６に入力できるようになっている。この演算ユニット１０の機能はホスト計算機６に持たせるように構成してもよい。
【００３４】
音声発生器１４は、シーケンサ５またはホスト計算機６から指令があったときに、息止め開始および息止め終了のメッセージを音声として発することができる。
【００３５】
さらに、心電計測部は、被検体の体表に付着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセンサ１７と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施してシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８とを備える。この心電計測部による計測信号は、スキャンシーケンスを実行するときのタイミング信号としてシーケンサ５により用いられる。これにより、心電同期のための同期タイミングを適切に設定でき、この設定した同期タイミングに拠る心電同期スキャンを行ってＭＲ原（生）データを収集できるようになっている。
【００３６】
続いて、本実施形態のＭＲＩ装置の動作を図２〜図１１に基づき説明する。
【００３７】
まず、このＭＲＩ装置を病院等の医療現場に据え付けるときなどに予め行っておくＢ0 シフトに関する量の測定の動作を説明する。なお、このＢ0 シフトに関する量の測定は脂肪抑制画像の撮像前に行っておけばよく、かかる測定タイミングの一例が「装置据付時」であるというだけであって、必ずしも「装置据付時」に限定される必要ない。例えば、このＢ0 シフトの測定だけを定期的に行ってもよいし、定期保守時に併せて行ってもよい。
【００３８】
例えば据付時において、静磁場磁石１を駆動して静磁場を発生させた状態で、診断用空間に生体の特性を模したファントムを入れ、Ｂ0 シフトの事前測定が行われる。
【００３９】
ホスト計算機６およびシーケンサ５は、図２に示す処理を実行する。まず、Ｂ0 シフトの事前測定指令を含む操作情報がオペレータから入力器１３を介してホスト計算機６に伝えられる（ステップ４９）。ホスト計算機６は、この指令に応答してシーケンサ５に事前測定の開始を指令するとともに、この測定に使用する各種の傾斜磁場波形のデータなどの空打ち情報をシーケンサ５に送る（ステップ５０）。
【００４０】
このため、シーケンサ５は、Ｂ0 シフトの事前測定の開始指令があったか否かを判断しながら待機していた状態（ステップ５１）から抜け出して、本発明の測定シーケンスを表す図３のシーケンスの内、左側前半部分に示す空打ちのシーケンスを指令する（ステップ５２）。
【００４１】
この空打ちシーケンスは、各物理チャンネル毎且つ各傾斜磁場波形毎のＢ0 シフトに関わる係数を求めて、装置全体のＢ0 シフト量を演算するために実行される。そこで、この空打ちシーケンスは、装置の物理軸Ｘ，Ｙ，Ｚのそれぞれに対し、スライス用傾斜磁場波形Ｇｓｓ、読み出し用傾斜磁場Ｇｒｏ、および位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐｅのそれぞれを当てはめ、合計で９（＝３×３）通りの組み合わせ夫々について複数回（例えば３〜２０回程度）、連続的に実行される（ステップ５３）。
【００４２】
例えば図３に示す空打ちシーケンスは、Ｘ軸方向に最初に印加される傾斜磁場スポイラＧspl-a 、これに続くスライス用傾斜磁場Ｇｓｓ、および、この後に印加されるエンドスポイラ（傾斜磁場スポイラ）Ｇspl-b を示している。スポイラＧspl-a,b は必ずしも必須では無いが、実際の脂肪抑制シーケンスでは脂肪抑制パルスの印加後やデータ収集シーケンスの最後に、このスポイラを印加することが多い。そのような場合、実際のシーケンスに極力合わせた状態でＢ0 シフトに関する量を測定するために、図３に示すように、スポイラＧspl-a,b を印加することが望ましい。このＸ軸、スポイラＧspl-a 、スライス用傾斜磁場Ｇｓｓ、およびエンドスポイラＧspl-b による１つの組み合わせについて、傾斜磁場電源４が駆動され、ｘコイル３ｘ，３ｘを介して、上述したように傾斜磁場Ｇspl-a, Ｇｓｓ，Ｇspl-b が複数回、空打ち（パルス印加）される。
【００４３】
ここで、空打ちを複数回行う理由は、Ｂ0 シフト現象の成り立ちに起因するもので、傾斜磁場が印加され、その磁場が静磁場磁石まで反映されて安定（飽和）した磁場変化の時定数が長い状態をつくり出すためである。したがって、この空打ち回数は、磁場変化のそのような長い時定数に対応した複数回数であると定義してもよい。
【００４４】
この１つの組み合わせに対する複数回の傾斜磁場の空打ちが終わると、シーケンサ５は、図３の後半部分に示すように、例えばフリップ角が９０°のＲＦパルスをＲＦコイル７から印加して原子核スピンを励起する（ステップ５４）。このＲＦパルスの励起時に印加する傾斜磁場は、極力、渦電流の原因とならないように立ち上りと強度に配慮する。また、このＲＦパルスのフリップ角は任意である。
【００４５】
この励起によってＦＩＤ（自由誘導減衰）信号が発生し、この信号がＲＦコイル７により受信される。ＲＦコイル７が受信したＦＩＤ信号は受信器８Ｒからデジタル量のＦＩＤ信号としてホスト計算機６に出力されてくる。
【００４６】
そこで、ホスト計算機６は、それまで待機していた状態から、デジタル量のＦＩＤ信号を所定期間（例えば２００ms）の間、入力する（ステップ５５）。
【００４７】
次いで、ホスト計算機６は、入力したＦＩＤ信号をフーリエ変換してその周波数スペクトル分布を求める（ステップ５６）。さらに、所定磁場強度における予め定めた基準となる、プリパルスを加えない場合のスペクトルの水の共振中心周波数ｆ0 から、上述で求めたスペクトルの水の共振中心周波数ｆ0 ′までのずれ量Δｆを求める（ステップ５７：図４参照）。
【００４８】
ここで、対象とするＢ0 シフトの時定数によっては、９０°−１８０°パルスによるスピンエコー信号を用いてデータ収集時間を延長し、計測の精度を向上させることも可能である。
【００４９】
次いで、ホスト計算機６は、このずれ量Δｆに対応する係数ａ11を適宜な手法で演算し、内蔵する不揮発性メモリ内の所定アドレス位置に設定した、図５に模式的に示す「３×３」のマトリクスの該当する要素位置に記憶する（ステップ５８）。
【００５０】
以上説明した、シーケンサ５によるステップ５１〜５４の処理およびホスト計算機６によるステップ５５〜５８の処理は、Ｘ軸、Ｙ軸、およびＺ軸それぞれについて傾斜磁場波形をＧｓｓ，Ｇｒｏ，Ｇｐｅと変えて合計９回実施される（ステップ５９、６０）。
【００５１】
なお、位相エンコード量自体は繰返し時間毎にその値が変更される成分であるので、上述した空打ちシーケンスにおいて、位相エンコード方向に対応する物理軸方向に、位相エンコード量を模した傾斜磁場は印加せず、エンドスポイラに止めておくことが望ましい。
【００５２】
続いて、上述のように求められた係数データａ11，…，ａ33を使用して、実際の撮像時に実行する装置全体のＢ0 シフト量の演算法を説明する。この処理を図６に示す。この処理はホスト計算機６によって、撮像用のデータ収集シーケンスの実行前に行われる。
【００５３】
ホスト計算機６は、入力器１３からの操作情報を入力して、その操作情報から各物理軸方向に印加される１種類または複数種類の傾斜磁場の対応関係を判定する（ステップ７１、７２）。これにより、一例として、Ｘ軸方向をスライス用傾斜磁場Ｇｓｓの印加に、Ｙ軸方向を読み出し用傾斜磁場Ｇｒｏの印加に、かつＺ軸方向を位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐｅの印加に使用することが決まる。この例は、撮像スライスをオブリークさせない場合（撮像スライスを例えば物理軸に直交させる場合）である。撮像スライスをオブリークさせる場合は、２種類以上の傾斜磁場成分を重畳させる物理軸が存在する。
【００５４】
次いで、ホスト計算機６は、内蔵メモリ内に記憶している図５に相当したマトリクスから、上記判定結果に対応した係数ａを読み出す（ステップ７３）。例えば上述したオブリークさせない例の場合、図５に相当したマトリクスから１行１列目の係数ａ11、２行２列目の係数ａ22、および３行３列目の係数ａ33が読み出される。撮像スライスをオブリークさせるときには、１つの傾斜磁場に対して、傾斜磁場成分の重畳比に応じて分割するように、２つ以上の係数を読み出す。例えば論理軸方向であるスライス用傾斜磁場Ｇｓｓに対して、係数ａ11とａ13を読み出す。
【００５５】
次いで、既に与えられた操作情報の中で指令されたスキャン条件、例えば、撮像スライス位置（アキシャル、コロナル、サジタルなどの撮像断面の違いも含む）、ＦＯＶの大きさ、スライス厚、画像マトリクスサイズなどに応じて、読み出した係数を調整する（ステップ７４）。例えば、測定した係数ａがスライス厚が１０ｍｍのときのものであり、これから撮像しようとしているスライス厚が５ｍｍならば、係数を２倍にする。
【００５６】
次いで、調整した係数に基づき装置全体のＢ0 シフト量をベクトル合成（または加算）により求める（ステップ７５）。例えば、撮像スライスをオブリークさせないときには、一例として、
【数１】
のベクトル合成で全体量Ｂ0 が求められる。撮像スライスをオブリークさせる場合、例えば１つの傾斜磁場に相当するＢ0 シフト成分の演算に、オブリークさせる割合に応じて分割された２つ以上の係数が絡んでくる。例えば、
【数２】
といった具合であり、これにより傾斜磁場１方向の重畳成分に起因したＢ0 シフト成分が演算される。
【００５７】
次いで、ホスト計算機６は、この全体のＢ0 シフト量に応じて、後で実行する脂肪抑制パルスのＲＦ周波数の変更分ΔｆSUP を適宜な手法で演算する（ステップ７６）。例えばＢ0 シフト量が大きいときは、ＲＦ周波数の変更分ΔｆSUP を増大させ、その反対にＢ0 シフト量が小さいときは、ＲＦ周波数の変更分ΔｆSUP を減少させるように演算する。そして、このＲＦ周波数の変更分ΔｆSUP を一次記憶する（ステップ７７）。
【００５８】
続いて、ホスト計算機６は、図７に示す、１次シミングを伴うマルチスライススキャンを行って、脂肪抑制画像を得ることになる。
【００５９】
ホスト計算機６は、図７の最初のステップ８１で、所望の３次元撮像領域（例えば図８に示すような頭部）の指定情報を入力するとともに、続くステップ８２で、この３次元撮像領域を成す複数スライスの内の２以上の任意スライスを指定する。この任意スライスとしては例えば図８（ａ）に示すように、３次元領域の体軸Ｚ方向の中心位置のスライスＳcen と、その３次元領域の体軸Ｚ方向の両端位置のスライスＳedg1、Ｓedg2とが自動的に又はオペレータからの指令に基づいて採用される。
【００６０】
次いでステップ８３にて、複数の指定スライスのそれぞれに対し、ホスト計算機６はシーケンサ５及び演算ユニット１０にシングルスライスによる１次シミングを指令する。ここで言う「シミング」は、所定値以上の均一性を有する静磁場の中に患者Ｐを入れることにより乱れた静磁場の撮影領域の均一性を補正する処理である。この１次シミングは、位相エンコード及び読み出し用傾斜磁場を掛けないで、例えばＳＥ法のシーケンスを使って指定スライスで実行される。これにより得られたエコー信号をフーリエ変換してスペクトルを得る（図９（ａ）参照）。このスペクトルの水の共鳴曲線Ｃwat および脂肪の共鳴曲線Ｃfat の半値幅Ｗwat 及びＷfat をそれぞれ演算し、半値幅Ｗwat 及びＷfat が最小となるように、傾斜磁場電源４からｘコイル３ｘ…３ｘ、ｙコイル３ｙ…３ｙ、ｚコイル３ｚ，３ｚに流すオフセット値（直流電流値）を調整する。この一連の処理は図９（ｂ）に示す如く、半値幅Ｗwat 及びＷfat の最小値が見つかり、水、脂肪の共鳴曲線Ｃwat 、Ｃfat がスペクトル上で確実に分離されるまで行われる。
【００６１】
これとともに、ステップ８４で、最小の半値幅Ｗwat 及びＷfat となるようにｘコイル３ｘ…３ｘ、ｙコイル３ｙ…３ｙ、ｚコイル３ｚ，３ｚに供給する各オフセット値がＸ，Ｙ，Ｚ軸方向の１次最適シミング値Ｇxn，Ｇyn，Ｇznとして決定され、記憶される。
【００６２】
さらに、ステップ８５にて、水の共鳴曲線Ｃwat の中心周波数ｆ0 をＲＦパルスの中心周波数として求め、この中心周波数ｆ0 から３．５ppm だけ低周波数にある脂肪の中心周波数をも推定するとともに、この脂肪の中心周波数のずれ量 （周波数オフセット量）を演算する。
【００６３】
次いでステップ８６では、指定した複数スライス全てについて１次シミングを行ったか否かが判断され、例えば図８（ａ）に示すように３つのスライスＳcen ，Ｓedg1，Ｓedg2の指定であれば、この３スライス全てについて上述したステップ８２〜８５の処理が実行される。
【００６４】
なお、上述の処理では、シングルスライス法により数回に渡りシミングを実施するようにしたが、マルチスライス法により一度に複数の任意スライスをシミングするように処理してもよい。
【００６５】
ホスト計算機６は次いでステップ８７に処理を移動させる。ステップ８７では、所望の３次元撮像領域ＢＲ（図８（ｂ）参照）の残りスライスの１次最適シミング値を推定演算する。具体的には、上述のように求めた１次最適シミング値（図８の例では、中心及び端部の３つのスライスＳcen ，Ｓedg1，Ｓedg2それぞれの１次最適シミング値）に基づいて１次又は高次のカーブフィッティングにより推定演算する。
【００６６】
これが済むと、ステップ８８で、残りのスライスの脂肪の共鳴曲線Ｃfat の中心周波数を、同じくカーブフィッティングにより推定演算するとともに、この脂肪の中心周波数のずれ量（周波数オフセット量）を演算する。
【００６７】
さらにホスト計算機６はその処理をステップ８９に進め、上記ステップ８４及び８７で求めた各スライスの１次最適シミング値（傾斜磁場のオフセット値）を内蔵メモリから読み出し、また上記ステップ８５及び８８で求めた脂肪の共鳴曲線の中心周波数のずれ量（周波数オフセット量）を読み出し、これらを撮像条件などの情報と共にシーケンサ５に与える。
【００６８】
さらに、ホスト計算機６は、ステップ９０にて、前述した図６の処理を実行することにより既に確定していた、Ｂ0 シフト量に対応する脂肪抑制パルスの周波数変更分ΔｆSUP を内蔵メモリから読み出し、この変更分をシーケンサ５に与える。
【００６９】
このステップ８９、９０の処理に呼応して、シーケンサ５は、これから実行しようとしているマルチスライススキャンに係る脂肪抑制ＳＥ法のパルスシーケンスの周波数および傾斜磁場を変更する。つまり、スライス用、読み出し用、および位相エンコード用の傾斜磁場それぞれに、各スライス毎に、１次最適シミング値を成す磁場オフセット値Ｇzn（Ｇxn，Ｇyn）が加えられる。また、各スライス毎に、脂肪抑制パルスＰfat のＲＦ周波数が、上述した周波数オフセット値とＢ0 シフト量に応じた変更分ΔｆSUP とを加算するなどして変更される。
【００７０】
このように準備が済むと、ホスト計算機６はステップ９１の処理に移行し、マルチスライススキャンをシーケンサ５及び演算ユニット１０に指令する。この結果、指定した３次元撮像領域ＢＲは、例えば図１０に例示する、脂肪抑制パルスＰfat をプリパルスとして用いたＣＨＥＳＳ（chemical shift selective）法に拠るマルチスライス法（ＳＥ法）によりスキャンされる。
【００７１】
図１０から分かるように、シーケンサ５は、マルチスライススキャンにおける各スライスの１エンコード毎に、与えられた１次最適シミング値Ｇxn，Ｇyn，Ｇznをオフセット量として印加している。このオフセット量の印加により、撮像する各スライス面の磁場均一性は図１１に示すように全スライスにおいて、水、脂肪の共鳴曲線Ｃwat ，Ｃfat が良好に分離されるレベルの静磁場均一性を保持でき、かつ、脂肪抑制パルスＰfat の励起周波数範囲はその中心周波数情報に基づいてスライス毎に調整されるので、脂肪の共鳴曲線Ｃfat に的確に一致する。
【００７２】
同時に、この脂肪抑制パルスＰfat のＲＦ周波数は装置のＢ0 シフト量を勘案した値に自動的に設定されている。このＲＦ周波数の微調整によって、脂肪抑制パルスＰfat の励起範囲がスライス毎に脂肪の共鳴曲線と正確に一致するようになる。つまり、Ｂ0 シフト現象に因って、かかる励起範囲が脂肪の共鳴曲線から一部外れてしまうというスライスをほぼ完全に無くすることができる。したがって、前述した従来法とは異なり、Ｂ0 シフト現象が発生してもその影響が確実に排除され、精度の高い脂肪抑制効果が得られる。
【００７３】
この結果、実際の１次シミングを行うのは最初の複数枚のスライスだけであるが、残りのスライスのシミング値を実測値から良好に推定することで、実際の１次シミングを３次元撮像領域全体にわたって実行したのとほぼ等価な磁場均一状態を達成でき、結果的に、広い３次元領域にわたって水、脂肪を確実に分離できる。
【００７４】
これにより、どのスライスであっても脂肪抑制パルスが良好に効いて、Ｂ0 シフトにも殆ど影響されない、精度が高く且つ安定した脂肪抑制効果が発揮され、脂肪に因るアーチファクトが無いまたは殆ど無い高画質の複数枚のマルチスライス画像を得ることができる。実際に行うシミングは１次であるから、シミングも簡単で、とくに専用のシミングコイルを設置しなくてもよく、傾斜磁場コイルを兼用して容易に実施できる。
【００７５】
とくに、この実施形態では、Ｂ0 シフト量を演算する過程で、スライス位置、ＦＯＶ、スライス厚などのスキャン条件を加味するようにしているので、例えば、スライス位置がアキシャル断面からコロナルやサジタルの断面に変わる場合でも、またスライス厚が変わる場合でも、常に、Ｂ0 シフトの影響を回避できる脂肪抑制パルスの周波数を設定でき、これにより、高精度の脂肪抑制を実現できる。
【００７６】
また、Ｂ0 シフト量は、据付時等に予め求め記憶している装置固有の係数値を使って各撮像の都度、演算して求めるようにしているので、スキャン位置、スライス厚などのスキャン条件のみならず、装置の物理軸と傾斜印加方向（論理軸）との対応関係が変わるスキャン、オブリークさせる／させないスキャンなど、撮像条件が個々に大幅に変わる場合でも難なく対応でき、非常に融通性、汎用性に優れた脂肪抑制法を提供できる。
【００７７】
第２の実施形態
本発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ装置を図１２〜図１３に基づき説明する。なお、この実施形態のＭＲＩ装置のハードウエア構成は第１の実施形態のものと同一または同等であるので、その説明を省略または簡略化する。
【００７８】
この実施形態のＭＲＩ装置は、Ｂ0 シフトに関する量を撮像の度に推定演算することに特徴を有する。第１の実施形態の場合は、Ｂ0 シフト量の元になる傾斜磁場の印加パターンに応じた装置固有の係数を予め求め、記憶していたので、これは相違する。
【００７９】
このＭＲＩ装置のホスト計算機６は、撮像時に、例えば前述した図７のスキャン実行に先立って、図１２の示す一連のステップに示す処理を実行する。図１２の内、ステップ４９〜５７の処理は、図２の同一符号のステップのものと同一である。
【００８０】
この図１２に示す処理においてステップ５２で指令される空打ちシーケンスの一例を、図１３の前半部分に示す。つまり、空打ち情報によって（ステップ５０）、スポイラＧspl-a 、傾斜磁場波形、およびエンドスポイラＧspl-b を使用する論理軸各方向（スライス用傾斜磁場Ｇｓｓ，読出し用傾斜磁場Ｇｒｏ，位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐｅ）に対応して、物理軸Ｘ，Ｙ，Ｚ方向に印加する磁場波形の組み合わせが一意に決まるから、この一意に決まる１通りの組み合わせについてのみ複数回の空打ちが最初に実施される（ステップ５２、５３）。この場合も、位相エンコード用傾斜磁場自体は印加しない方が望ましい。この空打ち後に励起パルスを印加し、そのＦＩＤ信号が収集される（ステップ５４）。
【００８１】
そして、ＦＩＤ信号の入力、フーリエ変換を行い（ステップ５５、５６）、さらに、所定磁場強度における予め定めた基準となる、スペクトルの水の共振中心周波数ｆ0 からのずれ量Δｆ（図４参照）が求められる（ステップ５７）。この周波数のずれ量ΔｆはＢ0 シフトに対応した量である。
【００８２】
そこで、ホスト計算機６は、周波数ずれ量Δｆに応じて、適宜な手法で脂肪抑制パルスの周波数変更分ΔｆSUP を演算し、これを記憶する（ステップ１０１，１０２）。この後、第１の実施形態のときと同様に、例えば図７に示すマルチスライススキャンが実施され、複数枚のスライス画像が得られる。
【００８３】
このように本実施形態によってもＢ0 シフトの影響を的確に回避して精度の高い安定した脂肪抑制を実施できる。その一方で、Ｂ0 シフトに起因した脂肪抑制パルスの周波数調整は、所望の撮像条件（スキャン条件を含む）に基づき、撮像時に１回だけスポット的に実施すればよい。このため、周波数調整のデータ処理が簡単化され、簡便であるという利点もある。
【００８４】
なお、上記各実施形態では最初に１次最適シミング値を計測する複数のスライスとして３枚を例示したが、必ずしもこれに限定されるものではなく、残りのスライスの１次最適シミング値を推定演算できるスライス位置であれば、中心スライスと一方の端部のスライスとの組み合わせなど、最低２枚のみの計測であってもよい。
【００８５】
さらに、上述した各実施形態ではＣＨＥＳＳ法をＳＥ法の元で実施する場合を説明したが、高速ＳＥ法やＦＥ法であっても同様に実施できる。また、事前シーケンスとしてのＣＨＥＳＳ法に用いる脂肪抑制パルスは、バイノミアルパルスであってもよいし、シンク関数、ガウシャン関数などであってもよい。
【００８６】
さらに、上記各実施形態において、空打ちシーケンスで印加するスポイラなどの傾斜磁場波形は、Ｂ0 シフトまたはそれを反映した量を測定する上で、脂肪抑制シーケンスおよびデータ収集シーケンス（すなわち本シーケンス）と極力同一の条件で行う趣旨に沿っていればよく、スポイラの印加方向を特定の２方向または１方向に限定したり、傾斜磁場やスポイラの印加極性を変更するなど、適宜な変形が可能である。
【００８７】
さらにまた、上記各実施形態では、事前シーケンスは脂肪抑制のプリパルス （脂肪抑制パルス）を印加するものとして代表的に説明してきたが、本発明のプリパルスはＢ0 シフトの影響を受けるプリパルスであれば、どのようなパルスにも適用でき、例えば、撮像スライスに流入する血流スピンを事前に飽和させるプリパルスや、ＭＴＣ（magnetization transfer contrast ）効果を起こさせるプリパルス（ＭＴＣパルス）であってもよい。
【００８８】
このほか、当業者においては、特許請求の範囲に記載の各発明の要旨の範囲内において、さらに種々の変形例や展開例を構成することが可能であることは、この発明の詳細説明から明らかであろう。
【００８９】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明に係るＭＲＩ装置では、例えばマルチスライススキャンを実施するときに、複数枚のスライスそれぞれに脂肪抑制のプリパルスを脂肪抑制精度良く印加でき、従来のようにＢ０シフト現象を考慮していない撮像法よりも精度良く脂肪抑制できるなど、格段に低いＳ／Ｎで且つ安定した高品質のＭＲ像を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の一例を示すブロック図。
【図２】第１の実施形態に係るＢ0 シフトに関する係数を測定するための処理例を示すフローチャート。
【図３】Ｂ0 シフトに関する係数測定用の空打ちシーケンスを含むシーケンス。
【図４】周波数のずれ量を説明する図。
【図５】係数を記憶させるマトリクスの模式図。
【図６】撮像時のおけるＢ0 シフト量に対応した脂肪抑制パルスの周波数変更分を求めるための処理例を示すフローチャート。
【図７】撮像時の１次シミング処理、脂肪抑制パルスの周波数調整を含む撮像のための手順を示すフローチャート。
【図８】マルチスライススキャンに係る指定スライスと残りのスライスとの関係を説明する図。
【図９】シミング処理の概要を説明するスペクトル図。
【図１０】実施形態に係る撮像用の一例を示すパルスシーケンス。
【図１１】実施形態の脂肪抑制効果を説明する図。
【図１２】第２の実施形態に係るＢ0 シフト量に応じた脂肪抑制パルスの周波数変更分を測定するための処理例を示すフローチャート。
【図１３】Ｂ0 シフト量に応じた周波数変更分を測定するための、空打ちシーケンスを含むシーケンス。
【符号の説明】
１ 磁石
２ 静磁場電源
３ 傾斜磁場コイルユニット
４ 傾斜磁場電源
５ シーケンサ
６ ホスト計算機
７ ＲＦコイル
８Ｔ 送信器
８Ｒ 受信器
１０ 演算ユニット
１１ 記憶ユニット
１２ 表示器
１３ 入力器
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体内の原子核スピンの磁気共鳴現象を利用したＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）に係り、とくに、被検体が置かれる静磁場の均一性を向上させて脂肪抑制（脂肪からのＭＲ信号の収集を抑制すること）を行うＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
医療用のＭＲ装置は、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号に基づいて画像を再構成したり、スペクトルデータを得る装置である。
【０００３】
被検体のＭＲ画像を得る場合、断面内に在る脂肪は化学シフトに因ってアーチファクトなどの原因になる場合もあり、また診断上の理由で脂肪からのＭＲ信号はなるべく収集しないようにする、いわゆる脂肪抑制は必要不可欠な事項である。この脂肪抑制の一手法として、通常の画像データ収集シーケンスを実行する前に、周波数選択の脂肪抑制パルスで脂肪の原子核スピンを磁気的に飽和させておく技術が知られている。
【０００４】
この脂肪抑制効果を実効あらしめるためには、シミングにより静磁場の撮影領域の均一度を高めておく必要がある。従来、撮像領域がマルチスライス撮影時のように３次元領域である場合、その撮像領域の空間的中心位置でのスライス、または、磁場中心のスライスを使ってシミングを行っていた。
【０００５】
このため、シミングを実施した位置（例えば撮像領域の中心スライスの位置）においては、脂肪抑制パルスの励起周波数範囲が脂肪の共鳴曲線に的確にマッチし、確実な脂肪抑制効果が得られる。しかし、スキャン位置がシミングの実施位置からスライス方向に離れるにしたがって（例えば撮像領域の端のスライス位置など）、部位の組成の違い等に因って水、脂肪のスペクトルが周波数軸上でずれてしまうことが多く、これにより、脂肪抑制パルスの励起周波数範囲が脂肪の共鳴曲線からずれてしまい、脂肪抑制効果が半減してしまうという事態が頻発していた。
【０００６】
この対策の１つとして、特開平９−１６４１２４号（特願平７−３２４６６０号）にて提案されている手法が知られている。この公報記載の手法によれば、３次元の撮像領域を形成する複数スライスの内、２面以上の任意スライスに対して実施した１次シミングの結果から残りのスライスそれぞれに対する最適シミング値および周波数のずれΔｆを推定し、これらの推定値に基づき全てのスライスについて最適シミングの状態で脂肪抑制を行おうというものである。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述した公報記載の手法は、いわゆる「Ｂ0 シフト」と呼ばれる磁場変化現象を考慮していないため、脂肪抑制対策としては未だ十分とは言えなかった。
【０００８】
この「Ｂ0 シフト」とは、パルスシーケンス長に対して有意に長い時定数（２００msec〜１sec 程度）で生じる、空間分布を持たない磁場変化分を生じる現象を言う（例えば、「Hofman M., J. of Compt. Assist. Tomogr. 19(1),56-62,1995」参照）。この「Ｂ0 シフト」の量は、傾斜磁場チャンネルの違いや傾斜磁場パルス波形の印加パターンの違いに依存することが知られている。つまり、各チャンネルに同一電流を供給した場合でも、傾斜磁場コイルの製造誤差などに因り、チャンネル毎に異なったＢ0 シフト量を持つ。また、ＭＲ画像を得るには、スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向の各方向に互いに異なるパルス波形の傾斜磁場を印加する必要があるが、このパルス波形（印加パターン）の違いに因ってもＢ0 シフト量は異なる。
【０００９】
このため、前述した公報記載の手法で最適シミング状態にし、周波数のずれΔｆを考慮したとしても、パルスシーケンス毎および撮像スライス毎にＢ0 シフト量が異なる。例えば、シミング値および脂肪抑制シーケンスが例えばアキシャル断面にて最適脂肪抑制となるように設定されたとしても、撮像断面をコロナル面やサジタル面に変更した場合、ＦＯＶ（field of view ）やスライス厚を変更した場合などに脂肪抑制状態が変わってしまう。したがって、このＢ0 シフトの考慮不足によって、高精度で且つ安定した脂肪抑制を行うことは今だ困難な状況にあった。
【００１０】
本発明は、このような従来技術による不都合に鑑みてなされたもので、静磁場の不均一性、傾斜磁場コイルの仕様の製造上のばらつきなどに起因した「Ｂ0 シフト」と呼ばれる現象を考慮し、より高精度で且つ安定した脂肪抑制などのプリパルス機能を発揮させ、高品質のＭＲ像を提供することを、その目的とする。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成させるため、本発明のＭＲＩ装置によれば、複数の物理的なチャンネルを介して傾斜磁場を被検体に印加する手順を含む撮像シーケンスを実行して当該被検体からＭＲ信号を収集するようにしたＭＲＩ装置であって、プリパルスを含む撮像シーケンスのスキャン条件を入力する入力手段と、Ｘ軸、Ｙ軸およびＺ軸それぞれについて、傾斜磁場波形をスライス用、読出し用および位相エンコード用と変えて実行した測定シーケンスにより予め得られた測定データに基づく、前記Ｘ軸、Ｙ軸およびＺ軸それぞれのチャンネル並びに前記撮像シーケンスにおいて用いられるスライス用、読出し用および位相エンコード用のそれぞれの傾斜磁場の印加パターンの組合せについての係数を、Ｂ０シフトの影響を補正するための補正量として記憶する記憶手段と、前記係数および前記スキャン条件に基づいて前記Ｂ ０ シフトによる前記プリパルスの周波数の変更分を演算する演算手段と、前記変更分に基づいて前記プリパルスの周波数を補正し、かつ前記補正量を前記撮像シーケンスに反映させる補正手段とを備えたことを特徴とする。
【００１２】
好適には、前記入力手段は、脂肪抑制パルスを含む撮像シーケンスのスキャン条件を入力するように構成される。
【００１３】
また、好適には、前記入力手段は、ＭＴＣパルスを含む撮像シーケンスのスキャン条件を入力するように構成される。
【００１４】
また、好適には、前記補正手段は、脂肪抑制用の送信ＲＦパルスと、前記送信ＲＦパルスの印加後に前記Ｘ軸、Ｙ軸およびＺ軸それぞれのチャンネルの少なくとも１つに印加される傾斜磁場スポイラパルスとを含む撮像シーケンスに前記補正量を反映させるように構成される。例えば、前記補正手段は、脂肪抑制用の送信ＲＦパルスと、前記送信ＲＦパルスの印加後に前記Ｘ軸、Ｙ軸およびＺ軸の複数の物理チャンネルにそれぞれ印加される３つのパルスから成る傾斜磁場スポイラパルスとを含む撮像シーケンスに前記補正量を反映させるように構成される。
【００１５】
また、例えば、前記記憶手段は、傾斜磁場スポイラおよびその傾斜磁場を含むシーケンス部分を複数回繰り返す前半のシーケンスと、前記前半シーケンスの後に実行されるＲＦパルスの印加およびＦＩＤ信号の収集を含む後半のシーケンスとから成る測定シーケンスにより得られた測定データに基づく補正量を記憶するように構成される。
【００１６】
さらに、前記記憶手段は、このＭＲＩ装置を現場に据え付ける据付け時に前記測定シーケンスを実行することによって得られた測定データに基づく補正量を記憶するように構成してもよい。或いは、前記記憶手段は、実際の被検体の撮像時に前記測定シーケンスを実行することによって得られた測定データに基づく補正量を記憶するように構成してもよい。
【００１７】
さらに、このＭＲＩ装置には、前記被検体の撮像部位を含む３次元領域に対して１次シミングを実行して最適シミング値およびスペクトルの周波数軸上のずれ量を求める手段と、前記最適シミング値および周波数軸上のずれ量に基づき前記撮像シーケンスを補正する手段を備えてもよい。
【００１８】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係る実施形態を添付図面に基づき説明する。
【００１９】
第１の実施形態
本発明の第１の実施形態を図１〜図１１に基づき説明する。
【００２０】
この実施形態にかかるＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図１に示す。
【００２１】
このＭＲＩ装置は、被検体Ｐを載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部と、被検体Ｐの心時相を表す信号としてのＥＣＧ信号を計測する心電計測部とを備えている。
【００２２】
静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石１を有するガントリと、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、ガントリに形成された円筒状の開口部（診断用空間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ0 を発生させる。この開口部には被検体Ｐが遊挿される。寝台部は、寝台本体と被検体Ｐを載せた天板とを備え、この天板をガントリ（すなわち磁石１）の開口部に退避可能に挿入できるようになっている。
【００２３】
磁石１には、２次以上の高次のシミングを実施するためのシムコイル１４が設けられている。２次以上のシミングを実施するときには、後述するホスト計算機の制御下で、シムコイル１４に対してシムコイル電源１５から静磁場均一化のための電流が供給される。
【００２４】
傾斜磁場発生部は、磁石１に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイルユニット３は、互いに直交する、ガントリの物理軸としてのＸ、Ｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はさらに、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケンサ５の制御のもと、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。
【００２５】
傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに供給されるパルス電流の割合および大きさを制御することにより、３軸Ｘ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成して、スライス方向傾斜磁場Ｇｓｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅ、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒｏを任意に設定・変更することができる。スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向は互いに直交する論理軸を成し、この各方向の傾斜磁場は静磁場Ｈ0 に重畳される。
【００２６】
送受信部は、磁石１内の診断用空間にて被検体Ｐの近傍に配設される高周波コイル７と、このコイル７に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。この送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは、後述するシーケンサ５の制御のもとで、磁気共鳴（ＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスを高周波コイル７に供給するとともに、高周波コイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）を受信し、各種の信号処理を施して、対応するデジタル信号を形成するようになっている。
【００２７】
さらに、制御・演算部は、シーケンサ（シーケンスコントローラともいう）５、ホスト計算機６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、入力器１３および音声発生器１６を備える。
【００２８】
この内、ホスト計算機６は、記憶させたソフトウエア手順により、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指令するとともに、シーケンサ５を含む装置全体の動作を統括する機能を有する。
【００２９】
本実施形態のＭＲＩ装置では、脂肪抑制パルスを含む事前シーケンスを実行して、いわゆる脂肪抑制を行った後、画像データの収集シーケンスを実行するスキャン法が採用されている。事前シーケンスおよびデータ収集シーケンスにより本発明の撮像シーケンスが形成される。このスキャン法により、脂肪から発生するＭＲ信号を抑制したＭＲデータが収集され、診断部位の脂肪を抑制することができる。これを実現するため、ホスト計算機６は、ＭＲＩ装置を病院などに据え付ける据付け時におけるＢ0 シフト量の測定、ならびに、実際の撮像時における１次シミングに拠る傾斜磁場のオフセット調整およびＢ0 シフト量の測定値に応じた脂肪抑制パルスのＲＦ周波数の調整を実行するようになっている。これらの処理は後述する。
【００３０】
シーケンサ５はＣＰＵおよびメモリを備えている。これにより、シーケンサ５は、ホスト計算機６から送られてきたパルスシーケンス情報をそのメモリに記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｒ、受信機８Ｔの一連の動作を制御する。ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｒ、受信器８Ｔなどを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報を含む。
【００３１】
このパルスシーケンスとしては、２次元スキャンまたは３次元スキャンのものであってもよいし、またそのパルス列の形態としては、ＳＥ（スピンエコー）法、ＦＥ（フィールド・グラジェントエコー）法、ＦＳＥ（高速ＳＥ）法、ＦＡＳＥ（Fast Asymmetric ＳＥ）法、ＥＰＩ法など、どのようなパルス列であってもよい。
【００３２】
また、演算ユニット１０は、受信器８ＲからのＭＲ信号のデジタルデータをシーケンサ５を介して入力してフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）への原データ（生データとも呼ばれる）の配置、および、原データを実空間画像に再構成するための２次元または３次元のフーリエ変換処理を行うようになっている。この演算ユニット１０の機能はホスト計算機６に持たせるように構成してもよい。
【００３３】
記憶ユニット１１は、原データおよび再構成画像データが施された画像データを保管することができる。表示器１２は画像を表示する。また入力器１３を介して、スキャン条件、パルスシーケンスなどの情報をホスト計算機６に入力できるようになっている。この演算ユニット１０の機能はホスト計算機６に持たせるように構成してもよい。
【００３４】
音声発生器１４は、シーケンサ５またはホスト計算機６から指令があったときに、息止め開始および息止め終了のメッセージを音声として発することができる。
【００３５】
さらに、心電計測部は、被検体の体表に付着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセンサ１７と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施してシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８とを備える。この心電計測部による計測信号は、スキャンシーケンスを実行するときのタイミング信号としてシーケンサ５により用いられる。これにより、心電同期のための同期タイミングを適切に設定でき、この設定した同期タイミングに拠る心電同期スキャンを行ってＭＲ原（生）データを収集できるようになっている。
【００３６】
続いて、本実施形態のＭＲＩ装置の動作を図２〜図１１に基づき説明する。
【００３７】
まず、このＭＲＩ装置を病院等の医療現場に据え付けるときなどに予め行っておくＢ0 シフトに関する量の測定の動作を説明する。なお、このＢ0 シフトに関する量の測定は脂肪抑制画像の撮像前に行っておけばよく、かかる測定タイミングの一例が「装置据付時」であるというだけであって、必ずしも「装置据付時」に限定される必要ない。例えば、このＢ0 シフトの測定だけを定期的に行ってもよいし、定期保守時に併せて行ってもよい。
【００３８】
例えば据付時において、静磁場磁石１を駆動して静磁場を発生させた状態で、診断用空間に生体の特性を模したファントムを入れ、Ｂ0 シフトの事前測定が行われる。
【００３９】
ホスト計算機６およびシーケンサ５は、図２に示す処理を実行する。まず、Ｂ0 シフトの事前測定指令を含む操作情報がオペレータから入力器１３を介してホスト計算機６に伝えられる（ステップ４９）。ホスト計算機６は、この指令に応答してシーケンサ５に事前測定の開始を指令するとともに、この測定に使用する各種の傾斜磁場波形のデータなどの空打ち情報をシーケンサ５に送る（ステップ５０）。
【００４０】
このため、シーケンサ５は、Ｂ0 シフトの事前測定の開始指令があったか否かを判断しながら待機していた状態（ステップ５１）から抜け出して、本発明の測定シーケンスを表す図３のシーケンスの内、左側前半部分に示す空打ちのシーケンスを指令する（ステップ５２）。
【００４１】
この空打ちシーケンスは、各物理チャンネル毎且つ各傾斜磁場波形毎のＢ0 シフトに関わる係数を求めて、装置全体のＢ0 シフト量を演算するために実行される。そこで、この空打ちシーケンスは、装置の物理軸Ｘ，Ｙ，Ｚのそれぞれに対し、スライス用傾斜磁場波形Ｇｓｓ、読み出し用傾斜磁場Ｇｒｏ、および位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐｅのそれぞれを当てはめ、合計で９（＝３×３）通りの組み合わせ夫々について複数回（例えば３〜２０回程度）、連続的に実行される（ステップ５３）。
【００４２】
例えば図３に示す空打ちシーケンスは、Ｘ軸方向に最初に印加される傾斜磁場スポイラＧspl-a 、これに続くスライス用傾斜磁場Ｇｓｓ、および、この後に印加されるエンドスポイラ（傾斜磁場スポイラ）Ｇspl-b を示している。スポイラＧspl-a,b は必ずしも必須では無いが、実際の脂肪抑制シーケンスでは脂肪抑制パルスの印加後やデータ収集シーケンスの最後に、このスポイラを印加することが多い。そのような場合、実際のシーケンスに極力合わせた状態でＢ0 シフトに関する量を測定するために、図３に示すように、スポイラＧspl-a,b を印加することが望ましい。このＸ軸、スポイラＧspl-a 、スライス用傾斜磁場Ｇｓｓ、およびエンドスポイラＧspl-b による１つの組み合わせについて、傾斜磁場電源４が駆動され、ｘコイル３ｘ，３ｘを介して、上述したように傾斜磁場Ｇspl-a, Ｇｓｓ，Ｇspl-b が複数回、空打ち（パルス印加）される。
【００４３】
ここで、空打ちを複数回行う理由は、Ｂ0 シフト現象の成り立ちに起因するもので、傾斜磁場が印加され、その磁場が静磁場磁石まで反映されて安定（飽和）した磁場変化の時定数が長い状態をつくり出すためである。したがって、この空打ち回数は、磁場変化のそのような長い時定数に対応した複数回数であると定義してもよい。
【００４４】
この１つの組み合わせに対する複数回の傾斜磁場の空打ちが終わると、シーケンサ５は、図３の後半部分に示すように、例えばフリップ角が９０°のＲＦパルスをＲＦコイル７から印加して原子核スピンを励起する（ステップ５４）。このＲＦパルスの励起時に印加する傾斜磁場は、極力、渦電流の原因とならないように立ち上りと強度に配慮する。また、このＲＦパルスのフリップ角は任意である。
【００４５】
この励起によってＦＩＤ（自由誘導減衰）信号が発生し、この信号がＲＦコイル７により受信される。ＲＦコイル７が受信したＦＩＤ信号は受信器８Ｒからデジタル量のＦＩＤ信号としてホスト計算機６に出力されてくる。
【００４６】
そこで、ホスト計算機６は、それまで待機していた状態から、デジタル量のＦＩＤ信号を所定期間（例えば２００ms）の間、入力する（ステップ５５）。
【００４７】
次いで、ホスト計算機６は、入力したＦＩＤ信号をフーリエ変換してその周波数スペクトル分布を求める（ステップ５６）。さらに、所定磁場強度における予め定めた基準となる、プリパルスを加えない場合のスペクトルの水の共振中心周波数ｆ0 から、上述で求めたスペクトルの水の共振中心周波数ｆ0 ′までのずれ量Δｆを求める（ステップ５７：図４参照）。
【００４８】
ここで、対象とするＢ0 シフトの時定数によっては、９０°−１８０°パルスによるスピンエコー信号を用いてデータ収集時間を延長し、計測の精度を向上させることも可能である。
【００４９】
次いで、ホスト計算機６は、このずれ量Δｆに対応する係数ａ11を適宜な手法で演算し、内蔵する不揮発性メモリ内の所定アドレス位置に設定した、図５に模式的に示す「３×３」のマトリクスの該当する要素位置に記憶する（ステップ５８）。
【００５０】
以上説明した、シーケンサ５によるステップ５１〜５４の処理およびホスト計算機６によるステップ５５〜５８の処理は、Ｘ軸、Ｙ軸、およびＺ軸それぞれについて傾斜磁場波形をＧｓｓ，Ｇｒｏ，Ｇｐｅと変えて合計９回実施される（ステップ５９、６０）。
【００５１】
なお、位相エンコード量自体は繰返し時間毎にその値が変更される成分であるので、上述した空打ちシーケンスにおいて、位相エンコード方向に対応する物理軸方向に、位相エンコード量を模した傾斜磁場は印加せず、エンドスポイラに止めておくことが望ましい。
【００５２】
続いて、上述のように求められた係数データａ11，…，ａ33を使用して、実際の撮像時に実行する装置全体のＢ0 シフト量の演算法を説明する。この処理を図６に示す。この処理はホスト計算機６によって、撮像用のデータ収集シーケンスの実行前に行われる。
【００５３】
ホスト計算機６は、入力器１３からの操作情報を入力して、その操作情報から各物理軸方向に印加される１種類または複数種類の傾斜磁場の対応関係を判定する（ステップ７１、７２）。これにより、一例として、Ｘ軸方向をスライス用傾斜磁場Ｇｓｓの印加に、Ｙ軸方向を読み出し用傾斜磁場Ｇｒｏの印加に、かつＺ軸方向を位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐｅの印加に使用することが決まる。この例は、撮像スライスをオブリークさせない場合（撮像スライスを例えば物理軸に直交させる場合）である。撮像スライスをオブリークさせる場合は、２種類以上の傾斜磁場成分を重畳させる物理軸が存在する。
【００５４】
次いで、ホスト計算機６は、内蔵メモリ内に記憶している図５に相当したマトリクスから、上記判定結果に対応した係数ａを読み出す（ステップ７３）。例えば上述したオブリークさせない例の場合、図５に相当したマトリクスから１行１列目の係数ａ11、２行２列目の係数ａ22、および３行３列目の係数ａ33が読み出される。撮像スライスをオブリークさせるときには、１つの傾斜磁場に対して、傾斜磁場成分の重畳比に応じて分割するように、２つ以上の係数を読み出す。例えば論理軸方向であるスライス用傾斜磁場Ｇｓｓに対して、係数ａ11とａ13を読み出す。
【００５５】
次いで、既に与えられた操作情報の中で指令されたスキャン条件、例えば、撮像スライス位置（アキシャル、コロナル、サジタルなどの撮像断面の違いも含む）、ＦＯＶの大きさ、スライス厚、画像マトリクスサイズなどに応じて、読み出した係数を調整する（ステップ７４）。例えば、測定した係数ａがスライス厚が１０ｍｍのときのものであり、これから撮像しようとしているスライス厚が５ｍｍならば、係数を２倍にする。
【００５６】
次いで、調整した係数に基づき装置全体のＢ0 シフト量をベクトル合成（または加算）により求める（ステップ７５）。例えば、撮像スライスをオブリークさせないときには、一例として、
【数１】
【数２】
【００５７】
次いで、ホスト計算機６は、この全体のＢ0 シフト量に応じて、後で実行する脂肪抑制パルスのＲＦ周波数の変更分ΔｆSUP を適宜な手法で演算する（ステップ７６）。例えばＢ0 シフト量が大きいときは、ＲＦ周波数の変更分ΔｆSUP を増大させ、その反対にＢ0 シフト量が小さいときは、ＲＦ周波数の変更分ΔｆSUP を減少させるように演算する。そして、このＲＦ周波数の変更分ΔｆSUP を一次記憶する（ステップ７７）。
【００５８】
続いて、ホスト計算機６は、図７に示す、１次シミングを伴うマルチスライススキャンを行って、脂肪抑制画像を得ることになる。
【００５９】
ホスト計算機６は、図７の最初のステップ８１で、所望の３次元撮像領域（例えば図８に示すような頭部）の指定情報を入力するとともに、続くステップ８２で、この３次元撮像領域を成す複数スライスの内の２以上の任意スライスを指定する。この任意スライスとしては例えば図８（ａ）に示すように、３次元領域の体軸Ｚ方向の中心位置のスライスＳcen と、その３次元領域の体軸Ｚ方向の両端位置のスライスＳedg1、Ｓedg2とが自動的に又はオペレータからの指令に基づいて採用される。
【００６０】
次いでステップ８３にて、複数の指定スライスのそれぞれに対し、ホスト計算機６はシーケンサ５及び演算ユニット１０にシングルスライスによる１次シミングを指令する。ここで言う「シミング」は、所定値以上の均一性を有する静磁場の中に患者Ｐを入れることにより乱れた静磁場の撮影領域の均一性を補正する処理である。この１次シミングは、位相エンコード及び読み出し用傾斜磁場を掛けないで、例えばＳＥ法のシーケンスを使って指定スライスで実行される。これにより得られたエコー信号をフーリエ変換してスペクトルを得る（図９（ａ）参照）。このスペクトルの水の共鳴曲線Ｃwat および脂肪の共鳴曲線Ｃfat の半値幅Ｗwat 及びＷfat をそれぞれ演算し、半値幅Ｗwat 及びＷfat が最小となるように、傾斜磁場電源４からｘコイル３ｘ…３ｘ、ｙコイル３ｙ…３ｙ、ｚコイル３ｚ，３ｚに流すオフセット値（直流電流値）を調整する。この一連の処理は図９（ｂ）に示す如く、半値幅Ｗwat 及びＷfat の最小値が見つかり、水、脂肪の共鳴曲線Ｃwat 、Ｃfat がスペクトル上で確実に分離されるまで行われる。
【００６１】
これとともに、ステップ８４で、最小の半値幅Ｗwat 及びＷfat となるようにｘコイル３ｘ…３ｘ、ｙコイル３ｙ…３ｙ、ｚコイル３ｚ，３ｚに供給する各オフセット値がＸ，Ｙ，Ｚ軸方向の１次最適シミング値Ｇxn，Ｇyn，Ｇznとして決定され、記憶される。
【００６２】
さらに、ステップ８５にて、水の共鳴曲線Ｃwat の中心周波数ｆ0 をＲＦパルスの中心周波数として求め、この中心周波数ｆ0 から３．５ppm だけ低周波数にある脂肪の中心周波数をも推定するとともに、この脂肪の中心周波数のずれ量 （周波数オフセット量）を演算する。
【００６３】
次いでステップ８６では、指定した複数スライス全てについて１次シミングを行ったか否かが判断され、例えば図８（ａ）に示すように３つのスライスＳcen ，Ｓedg1，Ｓedg2の指定であれば、この３スライス全てについて上述したステップ８２〜８５の処理が実行される。
【００６４】
なお、上述の処理では、シングルスライス法により数回に渡りシミングを実施するようにしたが、マルチスライス法により一度に複数の任意スライスをシミングするように処理してもよい。
【００６５】
ホスト計算機６は次いでステップ８７に処理を移動させる。ステップ８７では、所望の３次元撮像領域ＢＲ（図８（ｂ）参照）の残りスライスの１次最適シミング値を推定演算する。具体的には、上述のように求めた１次最適シミング値（図８の例では、中心及び端部の３つのスライスＳcen ，Ｓedg1，Ｓedg2それぞれの１次最適シミング値）に基づいて１次又は高次のカーブフィッティングにより推定演算する。
【００６６】
これが済むと、ステップ８８で、残りのスライスの脂肪の共鳴曲線Ｃfat の中心周波数を、同じくカーブフィッティングにより推定演算するとともに、この脂肪の中心周波数のずれ量（周波数オフセット量）を演算する。
【００６７】
さらにホスト計算機６はその処理をステップ８９に進め、上記ステップ８４及び８７で求めた各スライスの１次最適シミング値（傾斜磁場のオフセット値）を内蔵メモリから読み出し、また上記ステップ８５及び８８で求めた脂肪の共鳴曲線の中心周波数のずれ量（周波数オフセット量）を読み出し、これらを撮像条件などの情報と共にシーケンサ５に与える。
【００６８】
さらに、ホスト計算機６は、ステップ９０にて、前述した図６の処理を実行することにより既に確定していた、Ｂ0 シフト量に対応する脂肪抑制パルスの周波数変更分ΔｆSUP を内蔵メモリから読み出し、この変更分をシーケンサ５に与える。
【００６９】
このステップ８９、９０の処理に呼応して、シーケンサ５は、これから実行しようとしているマルチスライススキャンに係る脂肪抑制ＳＥ法のパルスシーケンスの周波数および傾斜磁場を変更する。つまり、スライス用、読み出し用、および位相エンコード用の傾斜磁場それぞれに、各スライス毎に、１次最適シミング値を成す磁場オフセット値Ｇzn（Ｇxn，Ｇyn）が加えられる。また、各スライス毎に、脂肪抑制パルスＰfat のＲＦ周波数が、上述した周波数オフセット値とＢ0 シフト量に応じた変更分ΔｆSUP とを加算するなどして変更される。
【００７０】
このように準備が済むと、ホスト計算機６はステップ９１の処理に移行し、マルチスライススキャンをシーケンサ５及び演算ユニット１０に指令する。この結果、指定した３次元撮像領域ＢＲは、例えば図１０に例示する、脂肪抑制パルスＰfat をプリパルスとして用いたＣＨＥＳＳ（chemical shift selective）法に拠るマルチスライス法（ＳＥ法）によりスキャンされる。
【００７１】
図１０から分かるように、シーケンサ５は、マルチスライススキャンにおける各スライスの１エンコード毎に、与えられた１次最適シミング値Ｇxn，Ｇyn，Ｇznをオフセット量として印加している。このオフセット量の印加により、撮像する各スライス面の磁場均一性は図１１に示すように全スライスにおいて、水、脂肪の共鳴曲線Ｃwat ，Ｃfat が良好に分離されるレベルの静磁場均一性を保持でき、かつ、脂肪抑制パルスＰfat の励起周波数範囲はその中心周波数情報に基づいてスライス毎に調整されるので、脂肪の共鳴曲線Ｃfat に的確に一致する。
【００７２】
同時に、この脂肪抑制パルスＰfat のＲＦ周波数は装置のＢ0 シフト量を勘案した値に自動的に設定されている。このＲＦ周波数の微調整によって、脂肪抑制パルスＰfat の励起範囲がスライス毎に脂肪の共鳴曲線と正確に一致するようになる。つまり、Ｂ0 シフト現象に因って、かかる励起範囲が脂肪の共鳴曲線から一部外れてしまうというスライスをほぼ完全に無くすることができる。したがって、前述した従来法とは異なり、Ｂ0 シフト現象が発生してもその影響が確実に排除され、精度の高い脂肪抑制効果が得られる。
【００７３】
この結果、実際の１次シミングを行うのは最初の複数枚のスライスだけであるが、残りのスライスのシミング値を実測値から良好に推定することで、実際の１次シミングを３次元撮像領域全体にわたって実行したのとほぼ等価な磁場均一状態を達成でき、結果的に、広い３次元領域にわたって水、脂肪を確実に分離できる。
【００７４】
これにより、どのスライスであっても脂肪抑制パルスが良好に効いて、Ｂ0 シフトにも殆ど影響されない、精度が高く且つ安定した脂肪抑制効果が発揮され、脂肪に因るアーチファクトが無いまたは殆ど無い高画質の複数枚のマルチスライス画像を得ることができる。実際に行うシミングは１次であるから、シミングも簡単で、とくに専用のシミングコイルを設置しなくてもよく、傾斜磁場コイルを兼用して容易に実施できる。
【００７５】
とくに、この実施形態では、Ｂ0 シフト量を演算する過程で、スライス位置、ＦＯＶ、スライス厚などのスキャン条件を加味するようにしているので、例えば、スライス位置がアキシャル断面からコロナルやサジタルの断面に変わる場合でも、またスライス厚が変わる場合でも、常に、Ｂ0 シフトの影響を回避できる脂肪抑制パルスの周波数を設定でき、これにより、高精度の脂肪抑制を実現できる。
【００７６】
また、Ｂ0 シフト量は、据付時等に予め求め記憶している装置固有の係数値を使って各撮像の都度、演算して求めるようにしているので、スキャン位置、スライス厚などのスキャン条件のみならず、装置の物理軸と傾斜印加方向（論理軸）との対応関係が変わるスキャン、オブリークさせる／させないスキャンなど、撮像条件が個々に大幅に変わる場合でも難なく対応でき、非常に融通性、汎用性に優れた脂肪抑制法を提供できる。
【００７７】
第２の実施形態
本発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ装置を図１２〜図１３に基づき説明する。なお、この実施形態のＭＲＩ装置のハードウエア構成は第１の実施形態のものと同一または同等であるので、その説明を省略または簡略化する。
【００７８】
この実施形態のＭＲＩ装置は、Ｂ0 シフトに関する量を撮像の度に推定演算することに特徴を有する。第１の実施形態の場合は、Ｂ0 シフト量の元になる傾斜磁場の印加パターンに応じた装置固有の係数を予め求め、記憶していたので、これは相違する。
【００７９】
このＭＲＩ装置のホスト計算機６は、撮像時に、例えば前述した図７のスキャン実行に先立って、図１２の示す一連のステップに示す処理を実行する。図１２の内、ステップ４９〜５７の処理は、図２の同一符号のステップのものと同一である。
【００８０】
この図１２に示す処理においてステップ５２で指令される空打ちシーケンスの一例を、図１３の前半部分に示す。つまり、空打ち情報によって（ステップ５０）、スポイラＧspl-a 、傾斜磁場波形、およびエンドスポイラＧspl-b を使用する論理軸各方向（スライス用傾斜磁場Ｇｓｓ，読出し用傾斜磁場Ｇｒｏ，位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐｅ）に対応して、物理軸Ｘ，Ｙ，Ｚ方向に印加する磁場波形の組み合わせが一意に決まるから、この一意に決まる１通りの組み合わせについてのみ複数回の空打ちが最初に実施される（ステップ５２、５３）。この場合も、位相エンコード用傾斜磁場自体は印加しない方が望ましい。この空打ち後に励起パルスを印加し、そのＦＩＤ信号が収集される（ステップ５４）。
【００８１】
そして、ＦＩＤ信号の入力、フーリエ変換を行い（ステップ５５、５６）、さらに、所定磁場強度における予め定めた基準となる、スペクトルの水の共振中心周波数ｆ0 からのずれ量Δｆ（図４参照）が求められる（ステップ５７）。この周波数のずれ量ΔｆはＢ0 シフトに対応した量である。
【００８２】
そこで、ホスト計算機６は、周波数ずれ量Δｆに応じて、適宜な手法で脂肪抑制パルスの周波数変更分ΔｆSUP を演算し、これを記憶する（ステップ１０１，１０２）。この後、第１の実施形態のときと同様に、例えば図７に示すマルチスライススキャンが実施され、複数枚のスライス画像が得られる。
【００８３】
このように本実施形態によってもＢ0 シフトの影響を的確に回避して精度の高い安定した脂肪抑制を実施できる。その一方で、Ｂ0 シフトに起因した脂肪抑制パルスの周波数調整は、所望の撮像条件（スキャン条件を含む）に基づき、撮像時に１回だけスポット的に実施すればよい。このため、周波数調整のデータ処理が簡単化され、簡便であるという利点もある。
【００８４】
なお、上記各実施形態では最初に１次最適シミング値を計測する複数のスライスとして３枚を例示したが、必ずしもこれに限定されるものではなく、残りのスライスの１次最適シミング値を推定演算できるスライス位置であれば、中心スライスと一方の端部のスライスとの組み合わせなど、最低２枚のみの計測であってもよい。
【００８５】
さらに、上述した各実施形態ではＣＨＥＳＳ法をＳＥ法の元で実施する場合を説明したが、高速ＳＥ法やＦＥ法であっても同様に実施できる。また、事前シーケンスとしてのＣＨＥＳＳ法に用いる脂肪抑制パルスは、バイノミアルパルスであってもよいし、シンク関数、ガウシャン関数などであってもよい。
【００８６】
さらに、上記各実施形態において、空打ちシーケンスで印加するスポイラなどの傾斜磁場波形は、Ｂ0 シフトまたはそれを反映した量を測定する上で、脂肪抑制シーケンスおよびデータ収集シーケンス（すなわち本シーケンス）と極力同一の条件で行う趣旨に沿っていればよく、スポイラの印加方向を特定の２方向または１方向に限定したり、傾斜磁場やスポイラの印加極性を変更するなど、適宜な変形が可能である。
【００８７】
さらにまた、上記各実施形態では、事前シーケンスは脂肪抑制のプリパルス （脂肪抑制パルス）を印加するものとして代表的に説明してきたが、本発明のプリパルスはＢ0 シフトの影響を受けるプリパルスであれば、どのようなパルスにも適用でき、例えば、撮像スライスに流入する血流スピンを事前に飽和させるプリパルスや、ＭＴＣ（magnetization transfer contrast ）効果を起こさせるプリパルス（ＭＴＣパルス）であってもよい。
【００８８】
このほか、当業者においては、特許請求の範囲に記載の各発明の要旨の範囲内において、さらに種々の変形例や展開例を構成することが可能であることは、この発明の詳細説明から明らかであろう。
【００８９】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明に係るＭＲＩ装置では、例えばマルチスライススキャンを実施するときに、複数枚のスライスそれぞれに脂肪抑制のプリパルスを脂肪抑制精度良く印加でき、従来のようにＢ０シフト現象を考慮していない撮像法よりも精度良く脂肪抑制できるなど、格段に低いＳ／Ｎで且つ安定した高品質のＭＲ像を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の一例を示すブロック図。
【図２】第１の実施形態に係るＢ0 シフトに関する係数を測定するための処理例を示すフローチャート。
【図３】Ｂ0 シフトに関する係数測定用の空打ちシーケンスを含むシーケンス。
【図４】周波数のずれ量を説明する図。
【図５】係数を記憶させるマトリクスの模式図。
【図６】撮像時のおけるＢ0 シフト量に対応した脂肪抑制パルスの周波数変更分を求めるための処理例を示すフローチャート。
【図７】撮像時の１次シミング処理、脂肪抑制パルスの周波数調整を含む撮像のための手順を示すフローチャート。
【図８】マルチスライススキャンに係る指定スライスと残りのスライスとの関係を説明する図。
【図９】シミング処理の概要を説明するスペクトル図。
【図１０】実施形態に係る撮像用の一例を示すパルスシーケンス。
【図１１】実施形態の脂肪抑制効果を説明する図。
【図１２】第２の実施形態に係るＢ0 シフト量に応じた脂肪抑制パルスの周波数変更分を測定するための処理例を示すフローチャート。
【図１３】Ｂ0 シフト量に応じた周波数変更分を測定するための、空打ちシーケンスを含むシーケンス。
【符号の説明】
１ 磁石
２ 静磁場電源
３ 傾斜磁場コイルユニット
４ 傾斜磁場電源
５ シーケンサ
６ ホスト計算機
７ ＲＦコイル
８Ｔ 送信器
８Ｒ 受信器
１０ 演算ユニット
１１ 記憶ユニット
１２ 表示器
１３ 入力器
Claims (9)
- 複数の物理的なチャンネルを介して傾斜磁場を被検体に印加する手順を含む撮像シーケンスを実行して当該被検体からＭＲ信号を収集するようにしたＭＲＩ装置において、
プリパルスを含む撮像シーケンスのスキャン条件を入力する入力手段と、
Ｘ軸、Ｙ軸およびＺ軸それぞれについて、傾斜磁場波形をスライス用、読出し用および位相エンコード用と変えて実行した測定シーケンスにより予め得られた測定データに基づく、前記Ｘ軸、Ｙ軸およびＺ軸それぞれのチャンネル並びに前記撮像シーケンスにおいて用いられるスライス用、読出し用および位相エンコード用のそれぞれの傾斜磁場の印加パターンの組合せについての係数を、Ｂ０シフトの影響を補正するための補正量として記憶する記憶手段と、
前記係数および前記スキャン条件に基づいて前記Ｂ ０ シフトによる前記プリパルスの周波数の変更分を演算する演算手段と、
前記変更分に基づいて前記プリパルスの周波数を補正し、かつ前記補正量を前記撮像シーケンスに反映させる補正手段と、
を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 前記入力手段は、脂肪抑制パルスを含む撮像シーケンスのスキャン条件を入力するように構成されることを特徴とする請求項１記載のＭＲＩ装置。
- 前記入力手段は、ＭＴＣパルスを含む撮像シーケンスのスキャン条件を入力するように構成されることを特徴とする請求項１記載のＭＲＩ装置。
- 前記補正手段は、脂肪抑制用の送信ＲＦパルスと、前記送信ＲＦパルスの印加後に前記Ｘ軸、Ｙ軸およびＺ軸それぞれのチャンネルの少なくとも１つに印加される傾斜磁場スポイラパルスとを含む撮像シーケンスに前記補正量を反映させるように構成されることを特徴とする請求項１記載のＭＲＩ装置。
- 前記補正手段は、脂肪抑制用の送信ＲＦパルスと、前記送信ＲＦパルスの印加後に前記Ｘ軸、Ｙ軸およびＺ軸の複数の物理チャンネルにそれぞれ印加される３つのパルスから成る傾斜磁場スポイラパルスとを含む撮像シーケンスに前記補正量を反映させるように構成されることを特徴とする請求項１記載のＭＲＩ装置。
- 前記記憶手段は、傾斜磁場スポイラおよびその傾斜磁場を含むシーケンス部分を複数回繰り返す前半のシーケンスと、前記前半シーケンスの後に実行されるＲＦパルスの印加およびＦＩＤ信号の収集を含む後半のシーケンスとから成る測定シーケンスにより得られた測定データに基づく補正量を記憶するように構成されることを特徴とする請求項１記載のＭＲＩ装置。
- 前記記憶手段は、このＭＲＩ装置を現場に据え付ける据付け時に前記測定シーケンスを実行することによって得られた測定データに基づく補正量を記憶するように構成されることを特徴とする請求項１記載のＭＲＩ装置。
- 前記記憶手段は、実際の被検体の撮像時に前記測定シーケンスを実行することによって得られた測定データに基づく補正量を記憶するように構成されることを特徴とする請求項１記載のＭＲＩ装置。
- 前記被検体の撮像部位を含む３次元領域に対して１次シミングを実行して最適シミング値およびスペクトルの周波数軸上のずれ量を求める手段と、前記最適シミング値および周波数軸上のずれ量に基づき前記撮像シーケンスを補正する手段を備えることを特徴とする請求項１記載のＭＲＩ装置。
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