JP3104985B2 - 磁気共鳴診断装置 - Google Patents
磁気共鳴診断装置Info
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- JP3104985B2 JP3104985B2 JP02283290A JP28329090A JP3104985B2 JP 3104985 B2 JP3104985 B2 JP 3104985B2 JP 02283290 A JP02283290 A JP 02283290A JP 28329090 A JP28329090 A JP 28329090A JP 3104985 B2 JP3104985 B2 JP 3104985B2
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Description
【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） この発明は磁気共鳴診断装置に係り、より詳しくは磁
気共鳴スペクトロスコピーに関する。
気共鳴スペクトロスコピーに関する。
（従来の技術） 近年、プロトンの磁気共鳴現象を利用して生体の各種
断層像を撮像する装置が開発され、臨床の場で使われて
いる。さらに、最近では磁気共鳴の本来の特性を生かし
て、生体中の燐、水素、炭素等の化合物の磁気共鳴信号
より、これら化合物の種類及び濃度を測定する磁気共鳴
スペクトロスコピー（Magnetic Resonance Spectroscop
y、以後MRSと略す）の研究開発が進められている。
断層像を撮像する装置が開発され、臨床の場で使われて
いる。さらに、最近では磁気共鳴の本来の特性を生かし
て、生体中の燐、水素、炭素等の化合物の磁気共鳴信号
より、これら化合物の種類及び濃度を測定する磁気共鳴
スペクトロスコピー（Magnetic Resonance Spectroscop
y、以後MRSと略す）の研究開発が進められている。
MRSの測定対象は一般に水素、燐、炭素等の化合物で
あり、これらの化合物の生体中での濃度は数mM/L程度と
非常に低い。これら低濃度の化合物を測定するために
は、プローブ等のS/Nを良くするとともに測定領域をで
きるだけ広くする必要がある。しかし、測定領域を広く
し過ぎると、測定したい部位（病変部）のスペクトルと
それ以外の部位（正常部）のスペクトルが混ざり、正確
な診断が出来なくなってしまう。このような理由で、MR
Sでは測定領域を出来るだけ病変部と一致させる技術、
すなわちローカライゼーション（Localization）が重要
になる。
あり、これらの化合物の生体中での濃度は数mM/L程度と
非常に低い。これら低濃度の化合物を測定するために
は、プローブ等のS/Nを良くするとともに測定領域をで
きるだけ広くする必要がある。しかし、測定領域を広く
し過ぎると、測定したい部位（病変部）のスペクトルと
それ以外の部位（正常部）のスペクトルが混ざり、正確
な診断が出来なくなってしまう。このような理由で、MR
Sでは測定領域を出来るだけ病変部と一致させる技術、
すなわちローカライゼーション（Localization）が重要
になる。
従来より、ローカライゼーション法として磁場焦点
法、サーフェスコイル法、DRESS法、選択飽和法、Stimu
lated Echo法、ISIS法、フーリエ法等、種々の方法が開
発されてきたが、以下のようにいずれの方法も十分な特
性を有していない。
法、サーフェスコイル法、DRESS法、選択飽和法、Stimu
lated Echo法、ISIS法、フーリエ法等、種々の方法が開
発されてきたが、以下のようにいずれの方法も十分な特
性を有していない。
磁場焦点法は、測定領域のみの磁場均一性を良くし
て、測定領域のみの信号を測定しようというものである
が、測定領域のみ均一性のよい磁場分布を正確に制御す
るのは難しく、ローカライゼーション特性が悪い。この
ため、現在のところはほとんど使われていない。
て、測定領域のみの信号を測定しようというものである
が、測定領域のみ均一性のよい磁場分布を正確に制御す
るのは難しく、ローカライゼーション特性が悪い。この
ため、現在のところはほとんど使われていない。
サーフェスコイル法はプローブの感度特性を利用し
て、測定領域を特定する方法であるが、特定部位のみの
感度を良くする事が出来ず、ローカライゼーション特性
は悪い。
て、測定領域を特定する方法であるが、特定部位のみの
感度を良くする事が出来ず、ローカライゼーション特性
は悪い。
DRESS法はサーフェスコイルのローカライゼーション
特性を改善するために、勾配磁場と選択励起パルスを併
用するものである。従って、勾配磁場方向のローカライ
ゼーション特性は改善されるが、他の方向のローカライ
ゼーション特性は依存として悪い。
特性を改善するために、勾配磁場と選択励起パルスを併
用するものである。従って、勾配磁場方向のローカライ
ゼーション特性は改善されるが、他の方向のローカライ
ゼーション特性は依存として悪い。
選択飽和法、Stimulated Echo法およびISIS法は、い
ずれも３方向の勾配磁場と選択励起パルスを用いる方法
であり、測定領域の特定性は良い。しかし、これらの手
法の測定領域は直方体であり、病変部全てをカバーする
ことは難しい。
ずれも３方向の勾配磁場と選択励起パルスを用いる方法
であり、測定領域の特定性は良い。しかし、これらの手
法の測定領域は直方体であり、病変部全てをカバーする
ことは難しい。
フーリエ法は３方向の勾配磁場により位置に応じた位
相を信号に付加するものであり、この方法を用いること
により同時に多点のスペクトルを得ることができる。し
かし、この方法においても測定領域は直方体であり、病
変部全てをカバーすることは難しい。
相を信号に付加するものであり、この方法を用いること
により同時に多点のスペクトルを得ることができる。し
かし、この方法においても測定領域は直方体であり、病
変部全てをカバーすることは難しい。
（発明が解決しようとする課題） 上述のように従来のスペクトロスコピーでは、測定領
域と病変部とを合致させることが難しいためローカライ
ゼーション特性が悪く、また測定領域が狭過ぎるために
S/Nが低くなるといった問題や、測定領域が広過ぎて病
変部以外の信号が混入し、正確な診断が出来ないといっ
た問題があった。
域と病変部とを合致させることが難しいためローカライ
ゼーション特性が悪く、また測定領域が狭過ぎるために
S/Nが低くなるといった問題や、測定領域が広過ぎて病
変部以外の信号が混入し、正確な診断が出来ないといっ
た問題があった。
本発明は、スペクトロスコピーの測定領域と病変部と
の合致性が高く、良好なローカライゼーション特性が得
られ、しかも病変部のスペクトルが高S/Nで得られる磁
気共鳴診断装置を提供することを目的とする。
の合致性が高く、良好なローカライゼーション特性が得
られ、しかも病変部のスペクトルが高S/Nで得られる磁
気共鳴診断装置を提供することを目的とする。
［発明の構成］ （課題を解決するための手段） 上記の課題を解決するため、本発明は静磁場中に配置
された被検体に特定周波数の電磁波と勾配磁場を印加す
ることにより、該被検体内の隣接した複数の特定部位か
ら同じ特定核種の磁気共鳴信号を取得した後、これら複
数の特定部位からの磁気共鳴信号を加算し、この加算さ
れた磁気共鳴信号のスペクトルを表示することを特徴と
する。
された被検体に特定周波数の電磁波と勾配磁場を印加す
ることにより、該被検体内の隣接した複数の特定部位か
ら同じ特定核種の磁気共鳴信号を取得した後、これら複
数の特定部位からの磁気共鳴信号を加算し、この加算さ
れた磁気共鳴信号のスペクトルを表示することを特徴と
する。
また、静磁場の磁場不均一性があると、上記の複数の
特定部位からの磁気共鳴信号相互の周波数ずれが生じる
ので、これを補正する手段をさらに備えることが望まし
い。この補正手段は具体的には、例えば磁気共鳴信号強
度の最も大きなスペクトルピークの複数の特定部位間で
の周波数差、または複数の特定部位からのプロトンの磁
気共鳴信号の周波数差、あるいは複数の特定部位の磁場
分布に基づき、周波数ずれを補正する。
特定部位からの磁気共鳴信号相互の周波数ずれが生じる
ので、これを補正する手段をさらに備えることが望まし
い。この補正手段は具体的には、例えば磁気共鳴信号強
度の最も大きなスペクトルピークの複数の特定部位間で
の周波数差、または複数の特定部位からのプロトンの磁
気共鳴信号の周波数差、あるいは複数の特定部位の磁場
分布に基づき、周波数ずれを補正する。
さらに、本発明において複数の特定部位の設定は、例
えば被検体のプロトン画像を用いて行われる。具体的に
は被検体のプロトン画像の特定部位を指定し、領域拡大
法にて複数の特定部位の領域を求める。また、プロトン
画像上で指定された領域に合致するように複数の特定部
位の位置を変更する手段をさらに有することが望まし
い。
えば被検体のプロトン画像を用いて行われる。具体的に
は被検体のプロトン画像の特定部位を指定し、領域拡大
法にて複数の特定部位の領域を求める。また、プロトン
画像上で指定された領域に合致するように複数の特定部
位の位置を変更する手段をさらに有することが望まし
い。
（作用） 被検体の隣接した複数の特定部位（ボクセル）から同
じ特定核種の磁気共鳴信号を取得して加算すると、スペ
クトロスコピーの測定領域と病変部との合致性は、測定
領域全体として見た場合、一つないし少数の大きなボク
セルを用いる場合に比較して格段に向上する。
じ特定核種の磁気共鳴信号を取得して加算すると、スペ
クトロスコピーの測定領域と病変部との合致性は、測定
領域全体として見た場合、一つないし少数の大きなボク
セルを用いる場合に比較して格段に向上する。
また、上記の加算処理により略同一スペクトルとみな
せる各ボクセルからの同一核種の磁気共鳴信号の強度は
加算ボクセル数にほぼ比例して増大するのに対し、無相
関であるノイズ成分は加算ボクセル数の平方根に比例し
て増加する。従って、磁気共鳴信号スペクトルのS/Nは
加算ボクセル数の平方根にほぼ比例して高くなり、高S/
Nで病変部の磁気共鳴信号スペクトルが計測されること
になる。
せる各ボクセルからの同一核種の磁気共鳴信号の強度は
加算ボクセル数にほぼ比例して増大するのに対し、無相
関であるノイズ成分は加算ボクセル数の平方根に比例し
て増加する。従って、磁気共鳴信号スペクトルのS/Nは
加算ボクセル数の平方根にほぼ比例して高くなり、高S/
Nで病変部の磁気共鳴信号スペクトルが計測されること
になる。
（実施例） 以下、図面を用いて本発明の実施例を説明する。
第１図は本発明の第１の実施例に係る磁気共鳴診断装
置のブロック図である。
置のブロック図である。
超電導磁石からなる静磁場磁石10中に図示しない被検
体が配置され、さらにシムコイル11、勾配コイル12、31
P用プローブ13および1H用プローブ14が配置されてい
る。31P用プローブ13および1H用プローブ14は、それぞ
れ燐（31P）およびプロトン（1H）の磁気共鳴信号を得
るためのものである。シムコイル11および勾配コイル12
は、それぞれシムコイル電源15および勾配コイル電源16
によって駆動される。31P用プローブ13および1H用プロ
ーブ14には、それぞれ31P用送受信部17および1H用送受
信部18が接続されている。送受信部17,18においてプロ
ーブ13,14を介して受信された磁気共鳴信号は検波さ
れ、データ収集部19に送られてA/D変換される。勾配コ
イル電源16と31P用送受信部17は、シーケンサ20によっ
て制御される。
体が配置され、さらにシムコイル11、勾配コイル12、31
P用プローブ13および1H用プローブ14が配置されてい
る。31P用プローブ13および1H用プローブ14は、それぞ
れ燐（31P）およびプロトン（1H）の磁気共鳴信号を得
るためのものである。シムコイル11および勾配コイル12
は、それぞれシムコイル電源15および勾配コイル電源16
によって駆動される。31P用プローブ13および1H用プロ
ーブ14には、それぞれ31P用送受信部17および1H用送受
信部18が接続されている。送受信部17,18においてプロ
ーブ13,14を介して受信された磁気共鳴信号は検波さ
れ、データ収集部19に送られてA/D変換される。勾配コ
イル電源16と31P用送受信部17は、シーケンサ20によっ
て制御される。
再構成処理部21、加算処理部22およびデータ表示部23
は、複数のボクセルの燐の磁気共鳴信号を再構成処理し
た後、それらを加算して表示するための要素であり、コ
ンピュータ27によって制御される。
は、複数のボクセルの燐の磁気共鳴信号を再構成処理し
た後、それらを加算して表示するための要素であり、コ
ンピュータ27によって制御される。
磁場均一性測定部24は、静磁場磁石10によって形成さ
れる静磁場の均一性を測定するためのものであり、測定
結果をコンピュータ27に送る。
れる静磁場の均一性を測定するためのものであり、測定
結果をコンピュータ27に送る。
1H用画像再構成処理部25はプロトンの磁気共鳴信号を
画像再構成するものであり、ROI位置設定処理部26はROI
（Region Of Interest;関心領域）、すなわち燐の磁気
共鳴信号を取得する部位を設定するための処理を行うも
のである。これら1H用画像再構成処理部25およびROI位
置設定処理部26は、コンピュータ27によって制御され
る。
画像再構成するものであり、ROI位置設定処理部26はROI
（Region Of Interest;関心領域）、すなわち燐の磁気
共鳴信号を取得する部位を設定するための処理を行うも
のである。これら1H用画像再構成処理部25およびROI位
置設定処理部26は、コンピュータ27によって制御され
る。
次に、本実施例の動作を説明する。
まず、第２図のシーケンスが実行され、31P用プロー
ブ13および31P用送受信部17を介して燐の磁気共鳴信号
が取得される。すなわち、高周波磁場RFとして燐の共鳴
周波数の電磁波がプローブ13によって被検体に印加さ
れ、その後勾配コイル電源16によって駆動される勾配コ
イル12から直交する三方向の勾配磁場GX,GY,GZが印加さ
れ、勾配コイル12の中心よりの距離及び方向が磁気共鳴
信号の位相情報としてエンコードされる。得られた磁気
共鳴信号は同じプローブ13および送受信部17を介して受
信され、データ収集部19でA/D変換された後、再構成処
理部21で４次元逆フーリエ変換される。
ブ13および31P用送受信部17を介して燐の磁気共鳴信号
が取得される。すなわち、高周波磁場RFとして燐の共鳴
周波数の電磁波がプローブ13によって被検体に印加さ
れ、その後勾配コイル電源16によって駆動される勾配コ
イル12から直交する三方向の勾配磁場GX,GY,GZが印加さ
れ、勾配コイル12の中心よりの距離及び方向が磁気共鳴
信号の位相情報としてエンコードされる。得られた磁気
共鳴信号は同じプローブ13および送受信部17を介して受
信され、データ収集部19でA/D変換された後、再構成処
理部21で４次元逆フーリエ変換される。
これにより再構成処理部21で第３図に示した複数のボ
クセルに対応した領域の燐の磁気共鳴スペクトルが得ら
れる。第３図の破線で示したような5cm角程度の大きな
ボクセルでは、第４図（ａ）に示すようなS/Nの良いス
ペクトルが得られる。この様な大きなボクセルでは、第
３図に斜線で図で示した２〜3cm程度の大きさの病変部
の場合には、ローカライゼーションが悪くなり、病変部
以外の正常な脳組織の信号が混入してしまうため、スペ
クトルの変化により病変部の状態を調べることは難し
い。この問題を解決するためには、ボクセルサイズを第
３図の実線のように小さくしなければならない。しか
し、この様に小さなボクセルでは、燐化合物の生体中で
の濃度が数mMと低いため、第４図（ｂ）のようにS/Nの
悪いスペクトルとなってしまう。
クセルに対応した領域の燐の磁気共鳴スペクトルが得ら
れる。第３図の破線で示したような5cm角程度の大きな
ボクセルでは、第４図（ａ）に示すようなS/Nの良いス
ペクトルが得られる。この様な大きなボクセルでは、第
３図に斜線で図で示した２〜3cm程度の大きさの病変部
の場合には、ローカライゼーションが悪くなり、病変部
以外の正常な脳組織の信号が混入してしまうため、スペ
クトルの変化により病変部の状態を調べることは難し
い。この問題を解決するためには、ボクセルサイズを第
３図の実線のように小さくしなければならない。しか
し、この様に小さなボクセルでは、燐化合物の生体中で
の濃度が数mMと低いため、第４図（ｂ）のようにS/Nの
悪いスペクトルとなってしまう。
そこで、本発明では加算処理部22において、病変部に
対応するボクセルのスペクトルを位相処理により求め、
下式に従い加算する。
対応するボクセルのスペクトルを位相処理により求め、
下式に従い加算する。
ρ（ｆ）＝Σρ（xi,yi,zi,f） （１） ρ：スピン密度関数 f:磁気共鳴周波数 xi,yi,zi:ボクセルの中心位置 各ボクセルの燐磁気共鳴信号は、生体組織によるバラ
ツキはあるものの、ほぼ同一スペクトルであるので、こ
のような加算により加算ボクセル数にほぼ比例して信号
強度が増大する。一方、各ボクセルのノイズは無相関で
あるため、加算ボクセル数の平方根に比例してノイズは
増加する。従って、加算後の燐スペクトルのS/Nは、加
算ボクセル数の平方根にはほぼ比例して高くなる。
ツキはあるものの、ほぼ同一スペクトルであるので、こ
のような加算により加算ボクセル数にほぼ比例して信号
強度が増大する。一方、各ボクセルのノイズは無相関で
あるため、加算ボクセル数の平方根に比例してノイズは
増加する。従って、加算後の燐スペクトルのS/Nは、加
算ボクセル数の平方根にはほぼ比例して高くなる。
この点を第10図〜第12図により詳しく説明する。
第10図（ａ）（ｂ）は従来例と本発明による場合の病
変部と測定領域の関係を概念的に示している。第10図
（ａ）に示されるように、従来の方法では斜線の測定領
域は直方体（図は平面として表示してある）であるた
め、測定領域と円で囲んだ病変部との合致率は低い。こ
こで、合致率は下式のように定義できる（第11図参
照）。
変部と測定領域の関係を概念的に示している。第10図
（ａ）に示されるように、従来の方法では斜線の測定領
域は直方体（図は平面として表示してある）であるた
め、測定領域と円で囲んだ病変部との合致率は低い。こ
こで、合致率は下式のように定義できる（第11図参
照）。
これに対し、本発明では第10図（ｂ）のように病変部
を広範囲に覆うように配置された斜線で示す複数の領域
のスペクトルが得られる。これら各領域のスペクトル成
分を加算することより、領域全体のスペクトルが得られ
る。第10図（ｂ）は８つの領域を加算した時の場合であ
るが、従来法より本発明による装置の方が合致率が高
い。測定領域の数を多くして行けば、合致率はさらに大
きくなる。
を広範囲に覆うように配置された斜線で示す複数の領域
のスペクトルが得られる。これら各領域のスペクトル成
分を加算することより、領域全体のスペクトルが得られ
る。第10図（ｂ）は８つの領域を加算した時の場合であ
るが、従来法より本発明による装置の方が合致率が高
い。測定領域の数を多くして行けば、合致率はさらに大
きくなる。
さて加算によるS/Nの向上に関し、第12図のように２
つの領域I,IIのスペクトルを加算する場合を考えてみ
る。信号成分をＳ、ノイズ成分をＮとすると、測定領域
ＩのみのS/N（SNR1）は また、測定領域ＩとIIのスペクトルを加算した場合のS/
N（＝SNR1+2）は、 病変部の単位容積当たりの信号をＳ＊、ノイズをＮ＊と
し、第12図の各領域A,B,Cの容積をVa,Vb,Vcとすると ボクセルサイズをＶとすると 以上より、Vbが小さいほど、すなわち測定領域の重なり
が少ないほどS/Nは向上する。例えば全く測定領域の重
なりがない時はS/Nが 倍向上し、全てが重なっている時はS/Nは全く変化しな
い。
つの領域I,IIのスペクトルを加算する場合を考えてみ
る。信号成分をＳ、ノイズ成分をＮとすると、測定領域
ＩのみのS/N（SNR1）は また、測定領域ＩとIIのスペクトルを加算した場合のS/
N（＝SNR1+2）は、 病変部の単位容積当たりの信号をＳ＊、ノイズをＮ＊と
し、第12図の各領域A,B,Cの容積をVa,Vb,Vcとすると ボクセルサイズをＶとすると 以上より、Vbが小さいほど、すなわち測定領域の重なり
が少ないほどS/Nは向上する。例えば全く測定領域の重
なりがない時はS/Nが 倍向上し、全てが重なっている時はS/Nは全く変化しな
い。
一方、静磁場磁石10で形成される静磁場の均一性が悪
い場合、例えば第５図（ａ）があるボクセルの燐スペク
トルであるとすると、他のボクセルの燐スペクトルは第
５図（ｂ）というように、ボクセル毎に磁気共鳴周波数
が異なってしまう。そこで、本実施例では1H用のプロー
ブ14および送受信部18を介して1Hの磁気共鳴信号を取得
し、データ収集部19を経て磁場均一性測定部24に送り、
燐と同様の方法で1Hのスペクトルを測定する。こうして
得られたS/Nの良い水信号のピーク周波数から、燐スペ
クトルの周波数シフト値を求め補正する。すなわち、各
ボクセル毎に燐スペクトルと水スペクトルのピークを求
め、そのピーク周波数f0,f1を用いて次式（８）より周
波数補正を予め行っておく。
い場合、例えば第５図（ａ）があるボクセルの燐スペク
トルであるとすると、他のボクセルの燐スペクトルは第
５図（ｂ）というように、ボクセル毎に磁気共鳴周波数
が異なってしまう。そこで、本実施例では1H用のプロー
ブ14および送受信部18を介して1Hの磁気共鳴信号を取得
し、データ収集部19を経て磁場均一性測定部24に送り、
燐と同様の方法で1Hのスペクトルを測定する。こうして
得られたS/Nの良い水信号のピーク周波数から、燐スペ
クトルの周波数シフト値を求め補正する。すなわち、各
ボクセル毎に燐スペクトルと水スペクトルのピークを求
め、そのピーク周波数f0,f1を用いて次式（８）より周
波数補正を予め行っておく。
ρ′（xi,yi,zi,f）＝ρ（xi,yi,zi,f＋Δｆ）（８） ρ′：周波数補正後のスピン密度関数 Δf:補正周波数 （Δｆ＝（f0−f1）γP/γＨ） γP:燐の磁気共鳴比 （磁気共鳴周波数を磁場強度で割ったもの） γH:プロトンの磁気共鳴比 具体的には、プローブ13から送信される電磁波の周波
数および磁気共鳴信号の同期検波用参照波の周波数ｆを
Δｆだけシフトすればよい。
数および磁気共鳴信号の同期検波用参照波の周波数ｆを
Δｆだけシフトすればよい。
なお、このようにプロトンの共鳴周波数を基にして周
波数補正を行う代わりに、燐スペクトルのS/Nが良い場
合、燐スペクトルピークの周波数の差を用いて補正を行
っても構わない。また、フーリエ法、ディクソン法等に
により磁場分布を測定し、その値を用いて次式（９）の
ように周波数を補正しても構わない。
波数補正を行う代わりに、燐スペクトルのS/Nが良い場
合、燐スペクトルピークの周波数の差を用いて補正を行
っても構わない。また、フーリエ法、ディクソン法等に
により磁場分布を測定し、その値を用いて次式（９）の
ように周波数を補正しても構わない。
ρ′（xi,yi,zi,f）＝ρ（xi,yi,zi,f＋Δｆ） Δf:補正周波数 （Δｆ＝γＰ・ΔＢ） ΔB:相対磁場 （９） また、本実施例においては加算するボクセルの指定す
る方法として、第３図のようにプロトン断層像上に計算
により求めたボクセルの位置を表示し、その位置をオペ
レータが一つ一つ指示する方法を用いたが、多角形の頂
点を指示し、その多角形に含まれるボクセルを加算領域
とするか、または中心と半径を指示し、その領域に含ま
れるボクセルを加算領域してもよい。
る方法として、第３図のようにプロトン断層像上に計算
により求めたボクセルの位置を表示し、その位置をオペ
レータが一つ一つ指示する方法を用いたが、多角形の頂
点を指示し、その多角形に含まれるボクセルを加算領域
とするか、または中心と半径を指示し、その領域に含ま
れるボクセルを加算領域してもよい。
また、本実施例ではスペクトロスコピーの対象核種を
燐としたが、プロトン、炭素等の他の核種でも構わな
い。
燐としたが、プロトン、炭素等の他の核種でも構わな
い。
さらに、本実施例においては一連のシーケンスで多点
のスペクトルが得られるフーリエ変換法のシーケンスを
用いたが、一連のシーケンスで１点のデータが得られる
ISIS法、あるいは１回のシーケンスで１点のデータが得
られるStimulated Echo法でも同様の処理ができる。
のスペクトルが得られるフーリエ変換法のシーケンスを
用いたが、一連のシーケンスで１点のデータが得られる
ISIS法、あるいは１回のシーケンスで１点のデータが得
られるStimulated Echo法でも同様の処理ができる。
次に、第２の実施例を説明する。第２の実施例は領域
拡大法によりボクセルを指定するものである。第７図は
被検体の頭部断層像の模式図であり、脳71内に腫瘍のよ
うな病変部72がある。直線Ａ−Ｂに沿って磁気共鳴信号
の信号強度のヒストグラムを書くと、第８図のように脳
領域の信号81と病変部の信号82とでは信号強度に明らか
な差がある。第８図においては、病変部の信号82を高信
号領域として表示してあるが、疾病によっては逆に低信
号領域になることもある。
拡大法によりボクセルを指定するものである。第７図は
被検体の頭部断層像の模式図であり、脳71内に腫瘍のよ
うな病変部72がある。直線Ａ−Ｂに沿って磁気共鳴信号
の信号強度のヒストグラムを書くと、第８図のように脳
領域の信号81と病変部の信号82とでは信号強度に明らか
な差がある。第８図においては、病変部の信号82を高信
号領域として表示してあるが、疾病によっては逆に低信
号領域になることもある。
ここで、オペレータが病変部の一部をマーカで指示
し、領域拡大法で領域を拡大して行くと、病変部のみを
抽出することができる。例えば第１図のコンピュータ27
およびROI位置設定処理部26を介して、オペレータがマ
ーカにより第３図中のあるボクセルを指示すると、ROI
位置設定処理部26は隣接するボクセルの信号強度とボク
セルの信号強度を比較し、信号強度の差が予め決められ
た閾値より小さければ、そのボクセルを病変部として識
別し、閾値以上であれば非病変部として識別する。次
に、他の隣接するボクセルの信号強度を比較して同様の
処理を行い、病変部がどうかを識別する。このように病
変部として識別されたボクセルと隣接するボクセルの信
号強度とを順次比較していき、領域を拡大して行く。未
処理ボクセルがなくなると、ROI位置設定処理部26は処
理を終了する。
し、領域拡大法で領域を拡大して行くと、病変部のみを
抽出することができる。例えば第１図のコンピュータ27
およびROI位置設定処理部26を介して、オペレータがマ
ーカにより第３図中のあるボクセルを指示すると、ROI
位置設定処理部26は隣接するボクセルの信号強度とボク
セルの信号強度を比較し、信号強度の差が予め決められ
た閾値より小さければ、そのボクセルを病変部として識
別し、閾値以上であれば非病変部として識別する。次
に、他の隣接するボクセルの信号強度を比較して同様の
処理を行い、病変部がどうかを識別する。このように病
変部として識別されたボクセルと隣接するボクセルの信
号強度とを順次比較していき、領域を拡大して行く。未
処理ボクセルがなくなると、ROI位置設定処理部26は処
理を終了する。
このような処理の結果、第３図の場合には図の斜線の
領域が病変部として識別される。第３図では簡単のため
１次元の場合を説明したが、実際は第７図のような２次
元のプロトン画像及び３次元のプロトン画像で病変部を
識別して行く。得られた病変部に含まれるボクセルをコ
ンピュータ27で求め、そのボクセルの磁気共鳴スペクト
ルを実施例１と同様な方法で加算すると、ローカライゼ
ーション及びS/Nの良好なスペクトルが得られる。
領域が病変部として識別される。第３図では簡単のため
１次元の場合を説明したが、実際は第７図のような２次
元のプロトン画像及び３次元のプロトン画像で病変部を
識別して行く。得られた病変部に含まれるボクセルをコ
ンピュータ27で求め、そのボクセルの磁気共鳴スペクト
ルを実施例１と同様な方法で加算すると、ローカライゼ
ーション及びS/Nの良好なスペクトルが得られる。
次に、本発明の第３の実施例を説明する。第９図のよ
うに病変部が小さく、ボクセルでカバーできる領域が狭
い場合、上記２つの実施例ではS/N向上はあまり望めな
い。そこで下式（10）のように再構成前の磁気共鳴信号
を処理することにより、ボクセルを（x0,y0,z0）に移動
することができる。
うに病変部が小さく、ボクセルでカバーできる領域が狭
い場合、上記２つの実施例ではS/N向上はあまり望めな
い。そこで下式（10）のように再構成前の磁気共鳴信号
を処理することにより、ボクセルを（x0,y0,z0）に移動
することができる。
Ｓ′（kx,ky,kz,t）＝Ｓ（kx,ky,kz,t） ＊exp（−ｊ（kx x0＋ky y0＋kz z0）） Ｓ′（kx,ky,kz,t）：信号処理後の磁気共鳴信号 Ｓ（kx,ky,kz,t）：信号処理前の磁気共鳴信号 kx,ky,kz:勾配磁場による位相エンコード量 t:サンプリング時間 x0,y0,z0:ボクセル移動量 （10） 実空間上での加算は、ｋスペース（磁気共鳴信号空
間）上での加算に対応するので、第９図の
のボクセル位置の信号加算を下式で行うことができる。
間）上での加算に対応するので、第９図の
のボクセル位置の信号加算を下式で行うことができる。
Ｓ′（kx,ky,kz,t）＝Ｓ（kx,ky,kz,t） ＊Σexp（−ｊ（kx xi＋ky yi＋kz zi）） xi,yi,zi:ボクセル１に対する各ボクセルの移動量
（11） この信号列を再構成することにより、ボクセル１に対
応するスペクトルはボクセルのスペクトル
を加算したものになる。
（11） この信号列を再構成することにより、ボクセル１に対
応するスペクトルはボクセルのスペクトル
を加算したものになる。
本実施例においては、ｋスペース上で加算を行った
が、実空間上で加算を行っても、再構成を加算するボク
セル数だけ行うために処理に時間がかかるだけで原理的
には構わない。
が、実空間上で加算を行っても、再構成を加算するボク
セル数だけ行うために処理に時間がかかるだけで原理的
には構わない。
［発明の効果］ 本発明によれば、磁気共鳴スペクトロスコピーにおい
てローカライゼーション特性、S/Nともに向上させるこ
とができる。
てローカライゼーション特性、S/Nともに向上させるこ
とができる。
第１図は本発明の一実施例に係る磁気共鳴診断装置のブ
ロック図、第２図は同実施例における燐の磁気共鳴信号
取得のためのシーケンスを示す図、第３図は病変部とボ
クセルの位置関係を示す説明図、第４図は磁気共鳴スペ
クトルの説明図、第５図は磁場不均一性による燐スペク
トルの周波数シフトの説明図、第６図は1Hスペクトルの
周波数シフトを説明するための図、第７図および第８図
は領域拡大法の原理を説明するための図、第９図は領域
移動の説明図、第10図、第11図および第12図は本発明の
原理説明のための模式図である。 10……静磁場磁石、11……シムコイル、12……勾配コイ
ル、13……31P用プローブ、14……1H用プローブ、17…
…31P用送受信部、18……1H用送受信部、19……データ
収集部、20……シーケンサ、21……再構成処理部、224
……加算処理部、23……データ表示部、24……磁場均一
性測定部、25……1H用画像再構成処理部、26……ROI位
置設定処理部、27……コンピュータ。
ロック図、第２図は同実施例における燐の磁気共鳴信号
取得のためのシーケンスを示す図、第３図は病変部とボ
クセルの位置関係を示す説明図、第４図は磁気共鳴スペ
クトルの説明図、第５図は磁場不均一性による燐スペク
トルの周波数シフトの説明図、第６図は1Hスペクトルの
周波数シフトを説明するための図、第７図および第８図
は領域拡大法の原理を説明するための図、第９図は領域
移動の説明図、第10図、第11図および第12図は本発明の
原理説明のための模式図である。 10……静磁場磁石、11……シムコイル、12……勾配コイ
ル、13……31P用プローブ、14……1H用プローブ、17…
…31P用送受信部、18……1H用送受信部、19……データ
収集部、20……シーケンサ、21……再構成処理部、224
……加算処理部、23……データ表示部、24……磁場均一
性測定部、25……1H用画像再構成処理部、26……ROI位
置設定処理部、27……コンピュータ。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 渡邊 英宏 神奈川県川崎市幸区小向東芝町１番地 株式会社東芝総合研究所内 (72)発明者 石原 康利 神奈川県川崎市幸区小向東芝町１番地 株式会社東芝総合研究所内 (72)発明者 佐藤 幸三 神奈川県川崎市幸区小向東芝町１番地 株式会社東芝総合研究所内 (56)参考文献 特開 昭63−206231（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−265950（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−135147（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/055 ＪＩＣＳＴファイル（ＪＯＩＳ)
Claims (4)
- 【請求項１】静磁場中に配置された被検体に特定周波数
の電磁波と勾配磁場を印加することにより、該被検体内
に設定された複数のボクセルから同じ特定核種の磁気共
鳴信号を取得する手段と、 この手段により得られた磁気共鳴信号のうち複数の特定
部位からの磁気共鳴信号を加算する手段と、 この手段により加算された磁気共鳴信号のスペクトルを
表示する手段と、 前記ボクセルの信号強度に基づいて領域拡大法により前
記異複数の特定部位を特定する手段と を具備することを特徴とする磁気共鳴診断装置。 - 【請求項２】静磁場中に配置された被検体に特定周波数
の電磁波と勾配磁場を印加することにより、該被検体内
に設定された複数のボクセルから同じ特定核種の磁気共
鳴信号を取得する手段と、 この手段により得られた磁気共鳴信号のうち複数の特定
部位からの磁気共鳴信号を加算する手段と、 この手段により加算された磁気共鳴信号のスペクトルを
表示する手段と、 前記静磁場の磁場分布による前記複数の特定部位からの
磁気共鳴信号相互の周波数ずれを補正する補正手段とを
具備し、 前記補正手段は、前記特定部位ごとに測定した前記特定
核種のスペクトルのピーク周波数と他の核種のスペクト
ルのピーク周波数との差に基づいて前記周波数ずれを補
正することを特徴とする磁気共鳴診断装置。 - 【請求項３】静磁場中に配置された被検体に特定周波数
の電磁波と勾配磁場を印加することにより、該被検体内
に設定された複数のボクセルから同じ特定核種の磁気共
鳴信号を取得する手段と、 この手段により得られた磁気共鳴信号のうち複数の特定
部位からの磁気共鳴信号を加算する手段と、 この手段により加算された磁気共鳴信号のスペクトルを
表示する手段と、 前記静磁場の磁場分布による前記複数の特定部位からの
磁気共鳴信号相互の周波数ずれを補正する補正手段とを
具備し、 前記補正手段は、前記特定部位間での前記特定核種スペ
クトルのピーク周波数の差に基づいて前記周波数ずれを
補正することを特徴とする磁気共鳴診断装置。 - 【請求項４】静磁場中に配置された被検体に特定周波数
の電磁波と勾配磁場を印加することにより、該被検体内
に設定された複数のボクセルから同じ特定核種の磁気共
鳴信号を取得する手段と、 この手段により得られた磁気共鳴信号のうち複数の特定
部位からの磁気共鳴信号を加算する手段と、 この手段により加算された磁気共鳴信号のスペクトルを
表示する手段と、 前記静磁場の磁場分布による前記複数の特定部位からの
磁気共鳴信号相互の周波数ずれを補正する補正手段とを
具備し、 前記補正手段は、前記静磁場の磁場分布を測定し、この
測定した磁場分布に基づいて前記周波数ずれを補正する
ことを特徴とする磁気共鳴診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP02283290A JP3104985B2 (ja) | 1990-10-23 | 1990-10-23 | 磁気共鳴診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP02283290A JP3104985B2 (ja) | 1990-10-23 | 1990-10-23 | 磁気共鳴診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04158836A JPH04158836A (ja) | 1992-06-01 |
| JP3104985B2 true JP3104985B2 (ja) | 2000-10-30 |
Family
ID=17663534
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP02283290A Expired - Fee Related JP3104985B2 (ja) | 1990-10-23 | 1990-10-23 | 磁気共鳴診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3104985B2 (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP5088731B2 (ja) * | 2007-09-11 | 2012-12-05 | 株式会社 Ｊｅｏｌ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ | 多変量解析装置及びコンピュータプログラム |
| EP2688471B1 (en) * | 2011-03-22 | 2023-06-21 | The Johns Hopkins University | System and method of performing magnetic resonance spectroscopic imaging |
-
1990
- 1990-10-23 JP JP02283290A patent/JP3104985B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH04158836A (ja) | 1992-06-01 |
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