JP4380867B2

JP4380867B2 - Magnetic resonance spectroscopy equipment

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Publication number: JP4380867B2
Application number: JP37523699A
Authority: JP
Inventors: 聡杉浦; 正生油井
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1999-12-28
Filing date: 1999-12-28
Publication date: 2009-12-09
Anticipated expiration: 2019-12-28
Also published as: JP2001187038A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴（ｍａｇｎｅｔｉｃｒｅｓｏｎａｎｃｅ）現象を利用して、生体の機能情報としてＭＲスペクトルを得る磁気共鳴スペクトロスコピー（ＭＲＳ）装置におけるスペクトルデータの位相補正に関する。
【０００２】
【従来の技術】
現在広く普及している磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅＩｍａｇｉｎｇ）装置は、被検体中（主に水分子に含まれる）の水素原子核の濃度分布に反映した画像を取得するものである。従って、このＭＲＩ装置では、腫瘍や出血等によって、コリン、クレアチン、ＮＡＡ、脂肪等の代謝物質の濃度分布における強度比が変化しても、この腫瘍や出血等の情報は得られない。
【０００３】
一方、ＭＲＩの画像では得られない代謝物質（コリン、クレアチン、ＮＡＡ、脂肪等）の濃度分布を複素スペクトルにより視覚的に捉えることができる磁気共鳴スペクトロスコピー（ＭＲＳ：ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅＳｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ）装置が開発されている。ＭＲＳとは、様々な分子の化学結合の違いによる磁気共鳴周波数の差異（ケミカルシフト）を手掛かりに、分子ごとの信号を分離する方法である。このケミカルシフトが生じるのは、同一の核種でも周囲の電子の状態など環境の異なる物質は、それぞれ少しずつ異なる静磁場を感ずるため、これにより異なる共振周波数を持つためである。
【０００４】
図１１（ａ）は、一般的なＭＲＩ画像を示しており、図１１（ｂ）は、このＭＲＩ画像中の関心領域（ＲＯＩ）におけるＭＲスペクトルを示している。これらＭＲＩ画像及びＭＲスペクトルにより、多数の画素のスペクトルを同時に取得して、分子ごとに画像化を行うことで、代謝物質ごとの濃度分布を視覚的に捉えることが可能となる。
【０００５】
通常は、まず関心領域の位置決め用画像としてＭＲＩ画像を表示させ、その後に操作者がこのＭＲＩ画像上で関心領域１００を設定すると、この関心領域におけるＭＲスペクトルが表示されるようになっている。
【０００６】
ここで、^１Ｈスペクトロスコピーでは、関心のある代謝物質（ＮＡＡ、クレアチン、コリン、乳酸等）は、おおよそ水と脂肪のケミカルシフトの間に存在し、水及び脂肪は、これら乳酸等の代謝物質に比べて極めて大きな信号値（信号強度）を持つ。従って、水及び脂肪の信号が混入すると、乳酸等のピークそのものが隠れて見えなくなるか、或いはこれらの大きなスペクトルのベースラインにより歪みを受けて、定量的な評価ができなくなるなどの問題が生じてしまう。そのため、この問題を解消すべく、ほとんどの組織に存在する水信号については、通常、周波数選択的励起パルスによりプリサチュレーションさせて抑制する方法が取られている。
【０００７】
ところが、観測の対象である乳酸などのスペクトルピークは、脂肪のケミカルシフトとほぼ同じ周波数領域に存在する。そのため、脂肪信号については、上記水信号と同様にプリサチュレーションさせて抑制すると、観測の対象である乳酸信号なども一緒に抑制されてしまう。このように、脂肪信号についてはプリサチュレーションできないため、関心領域を設定する際に、脂肪の組織を極力含まないように設定しなければならない。
【０００８】
しかしながら、位置決め画像（ＭＲＩ画像）上に表示される関心領域は、ほとんどの組織に存在する水信号を基準としているため、脂肪組織を含まないように関心領域を設定しても、実際には関心領域内に脂肪組織を多く含む領域を含むおそれがある。これに関しては、以下詳細に説明する。
【０００９】
一般に、ＭＲＳには、一つの特定領域を対象にする場合と、多数の画素（ボクセル）のスペクトルを同時に取得し、分子ごとに画像化を行う場合がある。前者は、領域選択スペクトロスコピー又はシングルボクセルスペクトロスコピー（ｓｉｎｇｌｅ−ｖｏｘｅｌＳｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ）と呼ばれている。また、後者は、マルチボクセルスペクトロスコピー（ｍｕｌｔｉ−ｖｏｘｅｌＳｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ）又は磁気共鳴スペクトロスコピックイメージング（ＭＲＳＩ：ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅＳｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｉｃＩｍａｇｉｎｇ）若しくはケミカルシフトイメージング（ＣＳＩ：ＣｈｅｍｉｃａｌＳｈｉｆｔＩｍａｇｉｎｇ）と呼ばれている。
【００１０】
ここで、シングルボクセルスペクトロスコピーでは、ＭＲ信号の発生する領域を関心領域に限定するため、パルス状の線形な傾斜磁場と、特定の中心周波数及び帯域を持つ高周波磁場とを組み合わせて、この周波数に対応する領域を選択的に励起する方法（「選択励起法」という。）が使用される場合が多い。そこで、領域選択スペクトロスコピーのパルスシーケンスを図１２に示す。この図１２に示すごとく、領域選択スペクトロスコピーでは、９０°、１８０°、１８０°の高周波パルス（ＲＦパルス）のそれぞれにＸ，Ｙ，Ｚの直交する３方向の傾斜磁場（Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚ）を付加して、直方体の領域より２ｎｄスピンエコーを得ている。この選択励起法は、一般のＭＲＩでスライス面選択に使用される方法と同じである。
【００１１】
一方、ＭＲＳＩでは、基本的に空間的な識別は位相エンコードとフーリエ変換によって行うが、^１Ｈスペクトロスコピーでは、周囲の脂肪組織の信号の折り返しなどを防ぐために、上記領域選択スペクトロスコピーの場合と同様の選択励起法を組み合わせる場合がある。そこで、ＭＲＳＩのパルスシーケンスを図１３に示す。これは、選択励起法と位相エンコードを組み合わせた空間２Ｄのパルスシーケンスである。
【００１２】
ところが、上記シングルボクセルスペクトロスコピーやＭＲＳＩのように選択励起法を用いると、位置決め画像上で関心領域を設定する場合に不具合を生じることがある。即ち、ケミカルシフトにより異なる代謝物質は少しずつずれた周波数で共振するため、このケミカルシフトに相当する分だけ、各代謝物質のＭＲ信号は異なる領域から発生することになる。これについて、以下、具体的に説明する。
【００１３】
今、主磁場Ｂ_０に加えて空間のＸ方向に線形の傾斜磁場Ｇ_Ｘを印加し、その時のケミカルシフトσの代謝物質の共鳴周波数Ｆは、磁気回転比をγとすると、（１）式のようになる。
【００１４】
【数１】

【００１５】
ここで、第４項は、他の項に比べて充分小さいため無視することができる。そのため、中心周波数を（γ／２π）Ｂ_０と設定して、検波した後に観測される周波数ｆは、（２）式で表される。
【００１６】
【数２】

【００１７】
そこで、この（２）式を用いて、ケミカルシフトがそれぞれσ_Ａ，σ_Ｂの２つの代謝物質Ａ、Ｂの共鳴周波数と励起される領域の様子を表すと、図１４に示す関係が成り立つ。即ち、代謝物質ＡとＢから励起されるＭＲ信号は、ケミカルシフトに相当する分だけずれて、異なる領域から発生する。
【００１８】
更に、この領域のずれが、実際のＭＲＩ画面上でどの程度になるかについて例示する。
【００１９】
選択励起のＲＦパルスの帯域をΔｆ、傾斜磁場強度をＧ、関心領域の一辺の大きさをＬ、水と脂肪のケミカルシフトをσ、対象核種の共鳴周波数をｆ_０、水と脂肪の位置ずれをＤとすると、（３）、（４）式のように表される。
【００２０】
【数３】
Ｇ＝Δｆ／Ｌ ……（３）
【数４】
Ｄ＝（σ・ｆ_０）／Ｇ ……（４）
【００２１】
ここで、Δｆの値を大きくする必要がある場合を考えると、同じフリップ角を得るには、ＲＦの波高値を上げる必要があるため、ＲＦパルスを出力するハードウェアの性能、人体に照射されるＲＦパワーの上限、ＲＦコイルの耐圧などから制限を受ける。従って、上記Δｆの値をむやみに大きくすることはできない。
【００２２】
そこで、ＲＦパルスの帯域が２０００〔Ｈｚ〕である領域選択スペクトロスコピーの場合を考えてみる。ボクセルサイズを１辺２〔ｃｍ〕とすると、付加する傾斜磁場強度は、上記（３）式より、２０００／２＝１０００〔Ｈｚ／ｃｍ〕となる。水と脂肪のケミカルシフトは約３．５〔ｐｐｍ〕であり、静磁場強度１．５〔Ｔ〕におけるラーモア周波数は６３．９×１０^６〔Ｈｚ〕であるから、静磁場強度１．５〔Ｔ〕での共鳴周波数は、３．５×１０^−６×６３．９×１０^６＝２２４〔Ｈｚ〕である。従って、水と脂肪の位置のずれは、（４）式より、２２４／１０００＝０．２２〔ｃｍ〕になる。
【００２３】
次に、ＭＲＳＩの場合を考える。この方法では、シングルボクセルスペクトロスコピーの場合に比べて、複数のボクセルを含む広い領域を選択励起する必要がある。しかし、上記の理由により、高周波パルスの帯域をこれに合わせて広げることは現実的に困難であるため、実際には傾斜磁場パルスの強度を下げる方法が取られている。ここで、ＭＲＳＩの選択領域を１辺８〔ｃｍ〕とすると、傾斜磁場の強度は上記の場合の１／４となるため、水信号と脂肪信号の位置ずれは４倍の０．９〔ｃｍ〕にもなる。即ち、ＲＦパルスの最大出力振幅が一定の場合、スライス厚が厚いほど、ケミカルシフトの位置ずれは大きくなることになる。
【００２４】
しかしながら、位置決め画像上に表示される関心領域は、上記の如く、ほとんどの組織に存在する水信号を基準とするものである。そのため、上記のように水信号と脂肪信号の励起される領域の位置ずれが生じると、操作者は脂肪組織を多く含んだ領域を避けて関心領域を設定したつもりでも、実際には脂肪組織を多く含んだ領域を関心領域に含めてしまうことになる。その結果、周囲の脂肪組織が励起されてＭＲスペクトルデータに混入してしまう。特に、上記の如く、ＭＲＳＩの場合には、水と脂肪の位置のずれは０．９〔ｃｍ〕にもなるため、ＭＲＩ画像上で関心領域の位置決めをする際に、このずれを無視することはできない。ここで、位置のずれが実際にどの程度になるかを、ヒトの頭部を例にとって説明する。
【００２５】
図１５は、ヒトの頭部のＭＲＩ画像（位置決め画像）を示す。頭部の脂肪組織１０３は、主に頭皮下に存在する。そのため、操作者は脂肪組織１０３を避けて、関心領域の位置決めをする必要がある。しかし、実線１０１で示す如く、操作者が脂肪組織１０３を避けて関心領域の位置決めをしたつもりでも、上記のように水信号と脂肪信号の励起される領域の位置がずれているため、実際には、点線１０２で示した領域を位置決めしたことになる。これでは、脂肪組織が励起されてスペクトルデータに混入するため、脂肪組織を避けて位置決めをしても意味がない。
【００２６】
ところで、水信号に対する脂肪信号の励起される領域の位置ずれがどの方向に発生するかということに関しては、選択励起の際の傾斜磁場の極性により決まる。即ち、図１６（ａ）に示すように、システムの座標軸に対して正方向の傾斜磁場を加えた場合には、脂肪の励起される領域は常にシステムの座標軸の正方向にシフトする。一方、図１６（ｂ）に示すように、傾斜磁場の極性を反転させると、システムの座標軸の負方向にシフトする。ところが、実際のＭＲＩ画像を用いた位置決め操作の際には、操作者は、傾斜磁場の印加される極性を知ることができないため、脂肪の励起される領域も知ることができない。
【００２７】
【発明が解決しようとする課題】
以上より、従来のＭＲＳ装置では、操作者は水信号に対して脂肪信号の励起される領域の位置がずれるという事実を分かっていても、それがどのように（どの方向へ及びどの程度）ずれているかを認識することはできないため、関心領域の周囲の脂肪組織が励起されて多量にＭＲスペクトルデータに混入し、水及び脂肪以外の代謝物質の濃度分布を視覚的に明確に捉えることができない場合があるという問題が生じていた。
【００２８】
本発明は上述した事情を鑑みてなされたものであり、ＭＲスペクトルを得るために位置決め画像（ＭＲＩ画像）上で関心領域の設定をする場合に、設定した関心領域が脂肪組織を多く含む部分をできるだけ含まないようにして、水及び脂肪以外の代謝物質の濃度分布を視覚的に明確に捉えることができるようにしたことを目的としたものである。
【００２９】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために、本発明のうち請求項１に記載の発明は、関心領域の位置決め画像上で関心領域を設定することにより、当該設定した関心領域における代謝物質ごとの濃度分布を示すスペクトルデータを表示することができる磁気共鳴スペクトロスコピー装置において、前記関心領域の位置決め画像上に、前記設定した関心領域とは別に、脂肪の励起される領域を表示することを特徴とする。ここで、脂肪の励起される領域は、設定された関心領域とは別個に表示されていればよく、脂肪の励起される領域と設定された関心領域の表示態様（例えば、線、図形、記号、模様、色彩等）が同じであってもよい。また、脂肪の励起される領域を点滅させて表示してもよい。更に、脂肪の励起される領域と設定された関心領域を、別の表示画面にそれぞれ別個に表示してもよい。
【００３１】
更に、請求項２に記載の発明は、関心領域の位置決め画像上で関心領域を設定することにより、当該設定した関心領域における代謝物質ごとの濃度分布を示すスペクトルデータを表示することができる磁気共鳴スペクトロスコピー装置において、前記位置決め画像上における関心領域の設定位置に応じて傾斜磁場の極性を制御する磁場極性制御手段と、前記関心領域の位置決め画像上に、前記設定した関心領域とは別に、脂肪の励起される領域を表示させる脂肪領域表示手段と、を具備したことを特徴とする。
【００３２】
また、請求項３に記載の発明は、関心領域の位置決め画像上で関心領域を設定することにより、当該設定した関心領域における代謝物質ごとの濃度分布を示すスペクトルデータを表示することができる磁気共鳴スペクトロスコピー装置において、前記位置決め画像上における関心領域の設定位置に応じて傾斜磁場の極性を制御する磁場極性制御手段と、前記関心領域の位置決め画像上に、前記設定した関心領域とは別に、脂肪の励起される領域を表示させる脂肪領域表示手段と、前記設定した関心領域を再設定する関心領域再設定手段と、を具備したことを特徴とする。
【００３３】
更に、請求項４に記載の発明は、関心領域の位置決め画像上で関心領域を設定することにより、当該設定した関心領域における代謝物質ごとの濃度分布を示すスペクトルデータを表示することができる磁気共鳴スペクトロスコピー装置において、前記位置決め画像上における関心領域の設定位置に応じて傾斜磁場の極性を制御する磁場極性制御手段と、前記関心領域の位置決め画像上に、前記設定した関心領域とは別に、脂肪の励起される領域を表示させる脂肪領域表示手段と、前記磁場極性制御手段により制御された傾斜磁場の極性を再制御する磁場極性再制御手段と、を具備したことを特徴とする。
【００３６】
請求項５に記載の発明は、請求項２乃至４のいずれか一項に記載の磁気共鳴スペクトロスコピー装置又は請求項６、７に記載の関心領域位置決め方法において、前記傾斜磁場の極性を制御するとは、前記脂肪の励起される領域が前記関心領域よりも静磁場の中心側に位置するように、傾斜磁場の極性を変化することであることを特徴とする。
【００３７】
請求項６に記載の発明は、請求項５に記載の磁気共鳴スペクトロスコピー装置において、前記磁場極性制御手段又は前記磁気極性制御手段により傾斜磁場の極性を再制御する前記磁場極性再制御手段とは、前記磁場極性制御手段又は前記磁気極性再制御手段により制御された傾斜磁場の極性を反転することであることを特徴とする。
【００３８】
請求項７に記載の発明は、請求項４に記載の磁気共鳴スペクトロスコピー装置において、前記磁場極性再制御手段又は前記磁気極性再制御処理による傾斜磁場の極性の再制御は、前記脂肪領域表示手段又は前記脂肪領域表示処理により表示されている脂肪の励起された領域を移動させることにより始動することを特徴とする。
【００３９】
請求項８に記載の発明は、請求項１、２、３若しくは４に記載の磁気共鳴スペクトロスコピー装置において、前記関心領域と前記脂肪の励起される領域との表示態様を異ならせることを特徴とする。
【００４０】
請求項９に記載の発明は、請求項８に記載の磁気共鳴スペクトロスコピー装置において、前記関心領域と脂肪の励起される領域の表示態様を異ならせることは、関心領域の外枠を実線で表し、脂肪の励起される領域を点線で表すことであることを特徴とする。
【００４１】
請求項１０に記載の発明は、請求項９に記載の磁気共鳴スペクトロスコピー装置において、前記関心領域と脂肪の励起される領域の表示態様を異ならせることは、カラー表示における色の違いにより行うことであることを特徴とする。
【００４３】
【発明の実施の形態】
〔第１の実施形態〕（請求項１に記載の発明に対応）
以下に本発明の第１の実施形態について、主に図１〜図３に基づいて説明する。図１は、本発明が適用された一実施形態のＭＲＳ装置の概略図である。このＭＲＳ装置は、被検体としての患者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、ＲＦ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、患者Ｐの心時相を表す信号としてのＥＣＧ（心電図）信号を計測する心電計測部とを機能的に備えている。
【００４４】
静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の長手軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ_０を発生させる。なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられている。このシムコイル１４には、後述するホスト計算機６の制御下で、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。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。
【００４５】
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。
【００４６】
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、Ｚ軸に沿ったスライス用傾斜磁場、Ｘ軸に沿った第１位相エンコード用傾斜磁場、Ｙ軸方向に沿った第２位相エンコード用傾斜磁場の各方向を任意に設定・変更することができる。スライス方向、第１及び第２の位相エンコード方向の各傾斜磁場は、静磁場Ｈ_０に重畳される。
【００４７】
送受信部は、磁石１内の撮影空間にて患者Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このＲＦ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。後述するシーケンサの制御のもと、この送信器８Ｔは、磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイル７に供給する一方、受信器８Ｒは、ＲＦコイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）を受信し、この受信信号に各種の信号処理を施して、対応するデジタルデータを形成するようになっている。
【００４８】
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」とも呼ばれる）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、および入力器１３を備える。この内、ホスト計算機６は、記憶し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。
【００４９】
シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備えており、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記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔ、受信器８Ｒ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８Ｔおよび受信器８Ｒ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。また、シーケンサ５は、受信器８Ｒが出力するデジタルデータ（ＭＲ信号）を入力して、このデータを演算ユニット１０に転送する。
【００５０】
演算ユニット１０は、受信器８Ｒからシーケンサ５を介して送られてくるＭＲ信号のデジタルデータを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一方で、画像データの合成処理を行うようになっている。この画像データは表示器１２に送信され、ＭＲＩ画像又はＭＲＳ画像として表示される。尚、フーリエ変換処理はホスト計算機６に担当させてもよい。
【００５１】
また、演算ユニット１０は、上述の機能に加え、本発明の特徴部分を担う機能として、以下のものを有する。即ち、演算ユニット１０は、入力器１３により設定した関心領域（水信号の励起される領域）のＭＲＩ画像上における位置を認識することができる。また、上記（３）式及び（４）式に基づいて、水信号に対して脂肪信号が励起される領域のずれ量を計算し、上記関心領域とは別に、ＭＲＩ画像上に脂肪の励起された領域（例えば、当該領域の外枠を点線で表す）を表示させることができる。更に、操作者が入力器１３により関心領域の大きさ又は位置の設定を変更した場合には、脂肪の励起された領域も変更して表示させることができる。
【００５２】
また、入力器１３により、操作者が希望する同期タイミング選択用のパラメータ情報、スキャン条件、パルスシーケンス、画像合成法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。
【００５３】
記憶ユニット１１は、原データおよび再構成画像データのみならず、上述の合成処理が施された画像データを保管することができる。また、記憶ユニット１１には、後述するアルゴリズムを実行するためのプログラムが記録されており、演算ユニット１０によって読み取られて実行されるようになっている。
【００５４】
尚、ＭＲＩ画像を得る場合には、上記ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚは、それぞれスライス方向傾斜磁場、位相エンコード方向傾斜磁場、読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場の発生に用いられる。
【００５５】
続いて、本実施形態におけるＭＲＳ装置の動作について、主に図１乃至図３を用いて説明する。
【００５６】
まず、ＭＲスペクトルを表示させる前に、関心領域の位置決め画像（ＭＲＩ画像）を表示器１２に表示する必要がある。このＭＲＩ画像を表示させるためのパルスシーケンスは、特開平４−２２７２３２号公報等に示されているように、従来から一般に使用されているものであるため、ここでは説明を省略する。
【００５７】
このパルスシーケンスにより、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚは、それぞれスライス方向傾斜磁場、位相エンコード方向傾斜磁場、読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場を静磁場Ｈ_０に重畳する。この間、送信器８Ｔから供給されたＲＦ電流パルスにより、ＲＦコイル７からＲＦパルスが患者Ｐに印加されて、磁気共鳴を励起させる。一方、受信器８Ｒは、励起されたＭＲ信号を受信し、この受信信号に各種の信号処理を施して、対応するデジタルデータを形成する。このデジタルデータはシーケンサ５を介して演算ユニット１０に送られる。
【００５８】
演算ユニット１０では、フーリエ空間への原データの配置、及び、原データを実空間画像に再構成するための２次元又は３次元のフーリエ変換処理を行う一方で、画像データの合成処理を行う。演算ユニット１０で合成処理が行われた画像データは、表示器１２にＭＲＩ画像として表示される。
【００５９】
次に、本発明の特徴部分である関心領域の位置決め動作に入る。この位置決め動作に関しては、図３に示すアルゴリズムに基づき、以下のような処理によって行われる。尚、本実施形態では、位置決め画像の一例として、ヒトの頭部のＭＲＩ画像を用いる。
【００６０】
まず、図２に示す如く、操作者が、入力器１３を使用して、位置決め画像上で関心領域（実線の四角形２１）を設定すると（ステップＳ１）、関心領域を表す実線の四角形２１とは別に、脂肪の励起される領域が点線の四角形２２で表される（ステップＳ２）。これにより、操作者は、脂肪の励起される領域が頭皮部分２３を含んでいるか否かを認識することができる。
【００６１】
ここで、点線の四角形２２が頭皮部分２３を含んでいるように表示された場合には（ステップＳ３）、操作者は、点線の四角形２２が頭皮部分２３を含まないように、再度、関心領域を設定し直し（ステップＳ４）、関心領域の設定が完了する。一方、点線の四角形２２が頭皮部分２３を含んでいない場合は（ステップＳ３）、この時点で関心領域の設定が完了する。
【００６２】
関心領域の設定が完了すると、操作者は、入力器１３によりＭＲスペクトルを表示させるための操作を行う。この操作は、例えば、入力器１３に設けられた図示しないスイッチを押すことにより行う。これにより、従来と同様、図１２及び図１３に示すパルスシーケンスに基づいて、ＭＲスペクトルが表示器１３に表示される。
【００６３】
以上のように、本実施形態では、操作者がＭＲＩ画像上で関心領域（水が励起される領域）を設定すると、脂肪が励起される領域も同時に表示することが可能である。そのため、たとえ脂肪の励起される領域が人体の脂肪を多く含む部分を含んでいても、操作者は脂肪の励起される領域が脂肪組織を多く含んでいる部分を含まないように関心領域を容易に設定し直すことができる。これによって、脂肪組織が励起されてＭＲスペクトルデータに混入することを防止でき、水及び脂肪以外の代謝物質の濃度分布を視覚的に明確に捉えることができる。
【００６４】
尚、上記例では、Ｘ，Ｙの２方向のみが表示されているが、これに限るものではなく、ＭＲＩ画像として矢状断面、冠状断面を表示する場合には、脂肪信号が励起される領域の３方向のずれ量を計算して、Ｚ方向についても同様に脂肪の励起される領域が同時に表示される。
【００６５】
〔第２の実施形態〕（請求項２に記載の発明に対応）
以下に本発明の第２の実施形態について、主に図１、図４及び図５に基づいて説明する。ここで、本実施形態は、第１の実施形態の特徴部分である脂肪の励起される領域を表示させる機能以外は、第１の実施形態と同じであるため、同一の構成要素には同一の符号を用いて、その説明を省略する。
【００６６】
上記「従来の技術」の欄で説明したように、水に対する脂肪の位置ずれがどの方向に発生するか否かは、選択励起の際の傾斜磁場の極性により決まるが、実際のＭＲＩ画像を用いた位置決め操作の際には、操作者は傾斜磁場の印加される極性を知ることはできない。そのため、操作者は、脂肪の励起される領域が関心領域に対してどの方向にあるかを知ることができない。
【００６７】
しかし、^１Ｈスペクトロスコピーの主なターゲットは脳であり、混入を避けるべき頭部の脂肪は主に頭皮部分、即ち、関心領域の周辺部（静磁場中心から外側に向かう方向）に存在していることは分かっている。
【００６８】
そこで、本実施形態では、この分かっている事実に基づき、傾斜磁場の極性について以下に示すような一定の規則に従った既定義の設定を持たせて、自動的に傾斜磁場の極性（磁場勾配の正・負）を変える機能を演算ユニット１０に追加したものである。尚、以下、説明の便宜上、Ｘ方向１次元のみについて説明する。
【００６９】
位置Ｘの磁場強度をＢ_Ｘ、静磁場強度をＢ_０、関心領域の中心のＸ座標をＸ_Ｒとすると、一定の規則に従った既定義は、（５）式及び（６）式で表される。
【００７０】
【数５】

【００７１】
この（５）、（６）式により、例えば、図４（ａ）に示すように、関心領域の中心が、磁石１の中心に対して、システムのＸ座標軸の正側にある場合は、シーケンサ５から負の磁場勾配を与えるようなパルスを出力する。即ち、空間的にＸ座標の正方向の増加に対して、静磁場強度が減少する極性のパルスを出力する。一方、図４（ｂ）に示すように、関心領域の中心が、磁石１の中心に対して、システムのＸ座標軸の負側にある場合は、シーケンサ５から正の磁場勾配を与えるようなパルスを出力する。即ち、空間的にＸ座標の正方向の増加に対して、静磁場強度が増加する極性のパルスを出力する。
【００７２】
尚、Ｙ方向及びＺ方向についても、Ｘ方向と同様な既定義の設定を持たせることはいうまでもない。
【００７３】
次に、本実施形態の動作について図５を用いて説明する。尚、関心領域の位置決めに至るまでの動作については、第１の実施形態と同じであるため、その説明を省略し、関心領域の位置決め動作から説明する。この位置決め動作に関しては、図５に示すアルゴリズムに基づき、以下のような処理によって行われる。
【００７４】
まず、操作者が、入力器１３を使用して位置決め画像上で関心領域を設定する（ステップＳ１１）。すると、演算ユニット１０により、この設定された関心領域の中心が磁石１の中心に対してシステムのＸ座標軸の正側にあるか或いは負側にあるかが判断される（ステップＳ１２）。演算ユニット１０により、関心領域の中心が、磁石１の中心に対してシステムのＸ座標軸の正側にあると判断された場合には、送信器８Ｔにより与えられる傾斜磁場が、負の磁場極性となるように変化する（ステップＳ１３）。一方、演算ユニット１０により、関心領域の中心が、磁石１の中心に対してシステムのＸ座標軸の負側にあると判断された場合には、送信器８Ｔにより与えられる傾斜磁場が、正の磁場勾配となるように変化する（ステップＳ１４）。これにより、関心領域の設定が完了する。これ以降は、上記第１の実施形態と同様であるため、その説明を省略する。
【００７５】
このように、本実施の形態では、位置決め画像上における関心領域の設定位置に応じて、磁場勾配の正・負を変えて与えるようにしたため、脂肪の励起される領域は、水の励起される領域に対して常に静磁場中心側にシフトすることになる。これにより、上記第１の実施形態と同様の効果を得ると共に、更に、操作者が関心領域を設定し直す手間が省けるため、より円滑な診断を行うことが可能となる。
【００７６】
〔第３の実施形態〕（請求項３に記載の発明に対応）
以下に本発明の第３の実施形態について、主に図６〜図８に基づいて説明する。本実施形態は、要約すると、第１の実施形態の特徴部分である脂肪の励起される領域を表示する機能、及び、第２の実施形態の特徴部分である関心領域の設定位置に応じて傾斜磁場の極性を制御する機能を合わせたものである。このように、本実施形態は第１及び第２の実施の形態を合わせた構成であるため、同一の構成要素には同一の符号を用いて、その説明を省略する。また、関心領域の位置決めに至るまでの動作については、第１の実施形態と同じであるため、その説明を省略する。
【００７７】
まず、本実施の形態の必要性（意義）から説明する。
【００７８】
上記第３の実施形態は、^１Ｈスペクトロスコピーの主なターゲットが脳であり、混入を避けるべき頭部の脂肪は主に頭皮部分、即ち、関心領域の周辺部分（静磁場中心から外側に向かう方向）に存在すると仮定した場合の好適な設定である。そのため、例えば、頭部の中心が静磁場中心から大きくずれている場合に、上記と同様の方法でＭＲＳ画像を得ようとすると、関心領域内に脂肪組織を含む事態が生じる。これに関しては、更に以下詳細に説明する。
【００７９】
頭部の中心が静磁場中心から大きく外れている場合の一例を図６に示す。この図６は、関心領域の中心は頭部の中心を基準にすると負方向（左側）にあるが、静磁場（システム）の中心を基準にすると正方向（右側）にある場合を示している。この様な場合に、第２の実施形態と同様に傾斜磁場の極性を制御すると、脂肪の励起される領域は更に負方向（左側）になり、更に多くの脂肪組織が励起されてスペクトルデータに混入してしまう。
【００８０】
そこで、本実施形態では、図７に示すように、第２の実施形態に加えて、第１の実施形態の特徴である「関心領域の表示とは別に、脂肪の励起される領域を点線の四角形２２で表示する機能」を用いたものである。
【００８１】
尚、本実施形態でも、第２の実施形態と同様に、Ｙ方向及びＺ方向についても、Ｘ方向と同様な既定義の設定を持たせることはいうまでもない。
【００８２】
次に、本実施形態の動作について図８を用いて説明する。尚、関心領域の位置決めに至るまでの動作については、第１の実施形態と同じであるため、その説明を省略し、関心領域の位置決め動作から説明する。この位置決め動作に関しては、図８に示すアルゴリズムに基づき、以下のような処理によって行われる。
【００８３】
まず、操作者が、入力器１３を使用して位置決め画像上で関心領域を設定する（ステップＳ２１）。すると、上記第２の実施形態と同様に、演算ユニット１０により、この設定された関心領域の中心が磁石１の中心に対してシステムのＸ座標軸の正側にあるか或いは負側にあるかが判断される（ステップＳ２２）。演算ユニット１０により、関心領域の中心が、磁石１の中心に対してシステムのＸ座標軸の正側にあると判断された場合には、送信器８Ｔにより与えられる傾斜磁場が、負の磁場極性となるように変化する（ステップＳ２３）。一方、演算ユニット１０により、関心領域の中心が、磁石１の中心に対してシステムのＸ座標軸の負側にあると判断された場合には、送信器８Ｔにより与えられる傾斜磁場が、正の磁場勾配となるように変化する（ステップＳ２４）。
【００８４】
続いて、上記第１の実施形態と同様に、図２に示すように、関心領域を表す実線の四角形２１とは別に、脂肪の励起される領域が点線の四角形２２で表される（ステップＳ２５）。これにより、操作者は、脂肪の励起される領域が頭皮部分２３を含んでいるか否かを認識することができる。
【００８５】
ここで、点線の四角形２２が頭皮部分２３を含んでいるように表示された場合には（ステップＳ２６）、操作者は、点線の四角形２２が頭皮部分２３を含まないように、再度、関心領域を設定し直し（ステップＳ２７ａ）、関心領域の設定が完了する。一方、点線の四角形２２が頭皮部分２３を含んでいない場合は（ステップＳ２６）、この時点で関心領域の設定が完了する。これ以降は、上記第１の実施形態と同様であるため、その説明を省略する。
【００８６】
このように、本実施の形態では、頭部の中心が静磁場中心から大きく外れていない場合には、第１の実施形態のように操作者が関心領域を設定し直すという手間が省け、頭部の中心が静磁場中心から大きく外れている場合に限り、操作者が関心領域を設定し直せば良いことになる。これにより、あらゆる場合に即応して、脂肪組織が励起されてデータに混入することを防止でき、水及び脂肪以外の代謝物質の濃度分布を視覚的に明確に捉えることができる。
【００８７】
〔第４の実施形態〕（請求項３、４、６に記載の発明に対応）
以下に本発明の第４の実施形態について、主に図９に基づいて説明する。上記第３の実施形態では、頭部の中心が静磁場中心から大きく外れている場合には、位置決め画像上の関心領域を設定し直すこととしたが、本実施形態では、関心領域を設定し直さず、上記第２の実施形態で自動的に行っていた傾斜磁場の極性の反転を操作者が手動で行うことを可能としたものである。そのため、本実施の形態では、入力器１３に、関心領域の直交３方向の傾斜磁場の極性を反転させるための図示しないスイッチ機構を設けている。このように、本実施形態は、上記第３の実施形態の変形例の１つであり、傾斜磁場の極性を反転させるスイッチ機構以外は、上記第３の実施形態と同様の構成であるため、その説明を省略する。
【００８８】
次に、本実施形態の動作について図９を用いて説明する。尚、位置決め動作に関しては、図９に示すアルゴリズムに基づいて処理されるが、ステップＳ２６までは上記第３の実施形態と同じであるため、それ以降の処理から説明する。
【００８９】
上記の如く、点線の四角形２２が頭皮部分２３を含んでいるように表示された場合には（ステップ２６）、操作者は、入力器１３のスイッチ機構により、手動で傾斜磁場の極性（磁場勾配の正・負）を反転させる（ステップＳ２７ｂ）。一方、点線の四角形２３が頭皮部分２３を含んでいない場合は（ステップＳ２６）、この時点で関心領域の設定が完了する。これ以降は、上記第１の実施形態と同様であるため、その説明を省略する。
【００９０】
このように、本実施形態では、頭部の中心が静磁場中心から大きく外れていない場合には、第１の実施形態のように操作者が関心領域を設定し直すという手間が省け、頭部の中心が静磁場中心から大きく外れている場合に限り、操作者が傾斜磁場の極性を反転させれば良いことになる。これにより、第３の実施形態と同様に、あらゆる場合に対応して、脂肪組織が励起されてデータに混入することを防止でき、水及び脂肪以外の代謝物質の濃度分布を視覚的に明確に捉えることができる。
【００９１】
〔第５の実施形態〕（請求項５、７に記載の発明に対応）
以下に本発明の第５の実施形態について、主に図１０に基づいて説明する。上記第４の実施形態では、入力器１３のスイッチ機構により傾斜磁場の極性を反転させることとしたが、本実施形態では、脂肪の励起される領域を示す点線の四角形２２を位置決め画面上で移動させると、これに対応して自動的に傾斜磁場の極性が反転するような機能にしたものである。
【００９２】
即ち、本実施の形態では、図２に示す脂肪の励起される領域を示す点線の四角形２２を、関心領域を表す実線の四角形２１に独立して移動させることができるようにし、操作者が点線の四角形２２を移動させると、これに合わせて傾斜磁場の極性が変化する機能としたものである。
【００９３】
具体的には、入力器１３により移動させた点線の四角形２２の位置は、ホスト計算機６により認識され、これに基づいて、シーケンサ５に送るパルスシーケンス情報が変更されることになる。この変更されたパルスシーケンス情報は、送信器８Ｔが加える傾斜磁場の極性を反転させるものである。
【００９４】
尚、点線の四角形２２を移動させる機構は、入力器１３に新たに設けてもよいし、関心領域（実線の四角形２３）を設定する際に使用する機構を使用してもよい。
【００９５】
このように、本実施形態は、上記第３の実施形態の変形例の１つであり、点線の四角形２２を移動させると、これに合わせて傾斜磁場の極性が変化すること以外は、上記第３の実施形態と同様の構成であるため、その説明を省略する。
【００９６】
次に、本実施形態の動作について図１０を用いて説明する。尚、位置決め動作に関しては、図１０に示すアルゴリズムに基づいて処理されるが、ステップＳ２６までは上記第３の実施形態と同じであるため、それ以降の処理から説明する。
【００９７】
上記の如く、点線の四角形２２が頭皮部分２３を含んでいるように表示された場合に（ステップ２６）、操作者は、入力器１３により、手動で図２に示す点線の四角形２２を頭皮部分２３から遠ざけるように移動させると、傾斜磁場の磁場勾配が自動的に反転する（ステップＳ２７ｃ）。一方、点線の四角形２３が頭皮部分２３を含んでいない場合は（ステップＳ２６）、この時点で関心領域の設定が完了する。これ以降は、上記第１の実施形態と同様であるため、その説明を省略する。
【００９８】
このように、本実施形態によれば、脂肪の励起される領域である点線の四角形２２を位置決め画面上で直接移動させるため、上記第３及び第４の実施形態に比べて、より直観的かつ視覚的な動作を行うことができる。
【００９９】
尚、上記各実施形態では、設定した関心領域（水信号の励起される領域）を実線で表し、脂肪信号の励起される領域を点線で表したが、これに限るものではなく、関心領域と脂肪の励起される領域が区別して表示さえすれば、共に実線で表してもよい。また、これらの違いは、表示態様が異なるのであればどのような表示をしてもよい。ここで、表示態様が異なる例として、例えば、これらの違いをカラー表示の色の違いにより表したり、太い線と細い線とで区別して表しり、実線と波線で区別して表すことが挙げられる。更に、入力器１３の操作により、関心領域と脂肪の励起される領域を１つの位置決め画像（ＭＲＩ画像）上で切り替えて表示したり、２つの位置決め画像上でそれぞれを独立に表示させてもよい。
【０１００】
また、上記各実施形態では、中心周波数を水信号に合わせて、水の励起される領域を関心領域としているが、これに限るものではなく、水と脂肪の共鳴周波数の中間に存在する測定対象の特定の代謝物質に合わせてもよい。また、中間周波数を水と脂肪の中間の位置に合わせてもよい。
【０１０１】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、ＭＲＳ画像を得るための関心領域の位置決めをする場合に、設定した関心領域が脂肪組織を多く含む部分をできるだけ含まないようにすることができるため、水及び脂肪以外の代謝物質の濃度分布を視覚的に明確に捉えることができるという効果を奏する。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係るＭＲＳ装置の構成の一例を示す機能ブロック図。
【図２】本発明の実施形態に係るＭＲＳ装置の位置決め画像（ＭＲＩ画像）を示す図。
【図３】本発明の第１の実施形態の特徴部分である、関心領域の設定が完了するまでのフローチャート。
【図４】本発明の第２の実施形態の特徴部分である、既定義の傾斜磁場極性を示した図。
【図５】本発明の第２の実施形態の特徴部分である、関心領域の設定が完了するまでのフローチャート。
【図６】本発明の第３の実施形態を説明する前提として用いた、位置決め画像（ＭＲＩ画像）を示す図。
【図７】本発明の第３の実施形態を説明する前提として用いた、位置決め画像（ＭＲＩ画像）を示す図。
【図８】本発明の第３の実施形態の特徴部分である、関心領域の設定が完了するまでのフローチャート。
【図９】本発明の第４の実施形態の特徴部分である、関心領域の設定が完了するまでのフローチャート。
【図１０】本発明の第５の実施形態の特徴部分である、関心領域の設定が完了するまでのフローチャート。
【図１１】一般的なＭＲＩ画像とＭＲスペクトルを示す図。
【図１２】従来から使用されている、シングルボクセルスペクトロスコピーのパルスシーケンスを示す図。
【図１３】従来から使用されている、選択励起法と位相エンコードを組み合わせた空間２Ｄ（２次元）のＭＲＳＩ法のパルスシーケンスを示す図。
【図１４】ケミカルシフトによるスライス位置のずれを示す図。
【図１５】従来の位置決め画像を示す図（点線の四角形１０２は実際には表示されていない）。
【図１６】選択励起の際の傾斜磁場の極性の相違によるスライス位置のずれを示す図。
【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コントローラ
７ＲＦ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
１６音声発生器
１７ＥＣＧセンサ
１８ＥＣＧユニット[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to phase correction of spectrum data in a magnetic resonance spectroscopy (MRS) apparatus that obtains an MR spectrum as biological function information by utilizing a magnetic resonance phenomenon.
[0002]
[Prior art]
A magnetic resonance imaging (MRI) apparatus that is currently widely used acquires an image that reflects the concentration distribution of hydrogen nuclei in a subject (mainly contained in water molecules). Therefore, in this MRI apparatus, even if the intensity ratio in the concentration distribution of metabolites such as choline, creatine, NAA, and fat changes due to tumor, bleeding, etc., information on this tumor, bleeding, etc. cannot be obtained.
[0003]
On the other hand, a magnetic resonance spectroscopy (MRS) apparatus has been developed that can visually grasp the concentration distribution of metabolites (choline, creatine, NAA, fat, etc.) that cannot be obtained by MRI images using a complex spectrum. ing. MRS is a method for separating signals for each molecule by using a difference (chemical shift) in magnetic resonance frequency due to a difference in chemical bonding of various molecules. This chemical shift occurs because substances having different environments such as surrounding electrons even in the same nuclide sense a slightly different static magnetic field, and thus have different resonance frequencies.
[0004]
FIG. 11A shows a general MRI image, and FIG. 11B shows an MR spectrum in a region of interest (ROI) in the MRI image. By acquiring spectra of a large number of pixels simultaneously from these MRI images and MR spectra and imaging each molecule, it is possible to visually grasp the concentration distribution for each metabolite.
[0005]
Usually, when an MRI image is first displayed as an image for positioning the region of interest, and then the operator sets the region of interest 100 on the MRI image, the MR spectrum in this region of interest is displayed.
[0006]
here, ¹ In H spectroscopy, the metabolites of interest (NAA, creatine, choline, lactic acid, etc.) are approximately between the chemical shifts of water and fat, and water and fat are extremely Has a large signal value (signal strength). Therefore, when water and fat signals are mixed, the peaks of lactic acid etc. are hidden and cannot be seen, or distortion is caused by the baseline of these large spectra and quantitative evaluation cannot be performed. End up. Therefore, in order to solve this problem, a method of suppressing the water signal existing in most tissues by presaturating with a frequency selective excitation pulse is usually taken.
[0007]
However, the spectral peak of lactic acid or the like to be observed exists in almost the same frequency region as the chemical shift of fat. For this reason, if the fat signal is suppressed by presaturating in the same manner as the water signal, the lactic acid signal to be observed is also suppressed together. As described above, since fat signals cannot be pre-saturated, it is necessary to set the region of interest so as not to include fat tissue as much as possible.
[0008]
However, since the region of interest displayed on the positioning image (MRI image) is based on a water signal existing in most tissues, even if the region of interest is set so as not to include adipose tissue, it is actually of interest. There is a risk of including a region containing a lot of adipose tissue in the region. This will be described in detail below.
[0009]
In general, in MRS, there are a case where one specific region is targeted and a case where spectra of a large number of pixels (voxels) are simultaneously acquired and imaged for each molecule. The former is called region selection spectroscopy or single-voxel spectroscopy. Further, the latter is called multi-voxel spectroscopy (MRSI), magnetic resonance spectroscopy imaging (MRSI), or chemical shift imaging (CSI).
[0010]
Here, in the single voxel spectroscopy, in order to limit the region where the MR signal is generated to the region of interest, a pulse-like linear gradient magnetic field and a high-frequency magnetic field having a specific center frequency and band are combined to obtain this frequency. In many cases, a method of selectively exciting a corresponding region (referred to as “selective excitation method”) is used. Therefore, FIG. 12 shows a pulse sequence of region selection spectroscopy. As shown in FIG. 12, in region selection spectroscopy, gradient magnetic fields (Gx, Gy, Gz) in three directions orthogonal to X, Y, and Z are respectively applied to high-frequency pulses (RF pulses) of 90 °, 180 °, and 180 °. ) To obtain a 2nd spin echo from a rectangular parallelepiped region. This selective excitation method is the same as the method used for slice plane selection in general MRI.
[0011]
On the other hand, in MRSI, spatial identification is basically performed by phase encoding and Fourier transform. ¹ In H spectroscopy, the same selective excitation method as in the case of the region selection spectroscopy may be combined in order to prevent aliasing of surrounding fat tissue signals. FIG. 13 shows the MRSI pulse sequence. This is a spatial 2D pulse sequence combining the selective excitation method and phase encoding.
[0012]
However, when the selective excitation method such as single voxel spectroscopy or MRSI is used, a problem may occur when a region of interest is set on a positioning image. That is, since different metabolites resonate at a slightly shifted frequency due to chemical shift, MR signals of the respective metabolites are generated from different regions corresponding to the chemical shift. This will be specifically described below.
[0013]
Now, the main magnetic field B ₀ In addition to the gradient magnetic field G linear in the X direction of the space _X Is applied, and the resonance frequency F of the metabolite of the chemical shift σ at that time is expressed by the equation (1), where the gyromagnetic ratio is γ.
[0014]
[Expression 1]

[0015]
Here, the fourth term is sufficiently smaller than the other terms and can be ignored. Therefore, the center frequency is (γ / 2π) B ₀ And the frequency f observed after detection is expressed by equation (2).
[0016]
[Expression 2]

[0017]
Therefore, using this equation (2), the chemical shift is _A , Σ _B When the resonance frequencies of the two metabolites A and B and the state of the excited region are expressed, the relationship shown in FIG. 14 is established. That is, MR signals excited from the metabolites A and B are generated from different regions with a shift corresponding to the chemical shift.
[0018]
Further, an example will be given of how much this area shift is on the actual MRI screen.
[0019]
The selective excitation RF pulse band is Δf, the gradient magnetic field strength is G, the size of one side of the region of interest is L, the chemical shift between water and fat is σ, and the resonance frequency of the target nuclide is f ₀ When the positional deviation between water and fat is D, it is expressed by the following equations (3) and (4).
[0020]
[Equation 3]
G = Δf / L (3)
[Expression 4]
D = (σ · f ₀ ) / G (4)
[0021]
Here, considering the case where it is necessary to increase the value of Δf, in order to obtain the same flip angle, it is necessary to increase the peak value of RF, so the performance of hardware that outputs RF pulses, the human body is irradiated. It is limited by the upper limit of the RF power and the withstand voltage of the RF coil. Accordingly, the value of Δf cannot be increased unnecessarily.
[0022]
Consider the case of region selection spectroscopy in which the RF pulse band is 2000 [Hz]. When the voxel size is 2 [cm] per side, the gradient magnetic field strength to be added is 2000/2 = 1000 [Hz / cm] from the above equation (3). The chemical shift between water and fat is about 3.5 [ppm], and the Larmor frequency at a static magnetic field strength of 1.5 [T] is 63.9 × 10 6. ⁶ Since [Hz], the resonance frequency at a static magnetic field strength of 1.5 [T] is 3.5 × 10. ^-6 × 63.9 × 10 ⁶ = 224 [Hz]. Accordingly, the displacement between the positions of water and fat is 224/1000 = 0.22 [cm] from the equation (4).
[0023]
Next, consider the case of MRSI. In this method, it is necessary to selectively excite a wide region including a plurality of voxels as compared with the case of single voxel spectroscopy. However, for the above reason, it is practically difficult to widen the band of the high-frequency pulse in accordance with this, and therefore, a method of actually reducing the intensity of the gradient magnetic field pulse has been taken. Here, if the selected region of MRSI is 8 [cm] per side, the strength of the gradient magnetic field is ¼ that in the above case, so that the misalignment between the water signal and the fat signal is 0.9 [cm It also becomes. That is, when the maximum output amplitude of the RF pulse is constant, the chemical shift position shift increases as the slice thickness increases.
[0024]
However, the region of interest displayed on the positioning image is based on the water signal present in most tissues as described above. For this reason, when the position where the water signal and the fat signal are excited as described above is shifted, the operator intends to set the region of interest while avoiding the region containing a lot of fat tissue. A region including many is included in the region of interest. As a result, surrounding adipose tissue is excited and mixed in MR spectrum data. In particular, as described above, in the case of MRSI, the displacement between the position of water and fat is as high as 0.9 [cm], and therefore this displacement is ignored when positioning the region of interest on the MRI image. I can't. Here, we will use human head as an example to determine how much the displacement actually occurs. Explained To do.
[0025]
FIG. 15 shows an MRI image (positioning image) of the human head. The adipose tissue 103 of the head exists mainly under the scalp. Therefore, the operator needs to locate the region of interest while avoiding the adipose tissue 103. However, as shown by the solid line 101, even if the operator intends to locate the region of interest while avoiding the adipose tissue 103, the region where the water signal and the fat signal are excited is shifted as described above. Indicates that the region indicated by the dotted line 102 has been positioned. In this case, since the fat tissue is excited and mixed in the spectrum data, it is meaningless to position the fat tissue away from the fat tissue.
[0026]
By the way, the direction in which the position shift of the region where the fat signal is excited with respect to the water signal occurs depends on the polarity of the gradient magnetic field at the time of selective excitation. That is, as shown in FIG. 16A, when a gradient magnetic field in the positive direction is applied to the coordinate axis of the system, the region where fat is excited always shifts in the positive direction of the coordinate axis of the system. On the other hand, as shown in FIG. 16B, when the polarity of the gradient magnetic field is reversed, the system shifts in the negative direction of the coordinate axis of the system. However, in the positioning operation using an actual MRI image, the operator cannot know the polarity to which the gradient magnetic field is applied, and therefore cannot know the region where fat is excited.
[0027]
[Problems to be solved by the invention]
From the above, in the conventional MRS apparatus, even if the operator knows the fact that the position of the region where the fat signal is excited shifts with respect to the water signal, how much (in which direction and how much) it shifts. Since the fat tissue around the region of interest is excited and mixed in a large amount of MR spectrum data, the concentration distribution of metabolites other than water and fat cannot be clearly grasped visually. There was a problem that there was a case.
[0028]
The present invention has been made in view of the above-described circumstances. When a region of interest is set on a positioning image (MRI image) in order to obtain an MR spectrum, the set region of interest includes a portion containing a large amount of adipose tissue. It is intended to make it possible to visually grasp the concentration distribution of metabolites other than water and fat so as not to contain as much as possible.
[0029]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above-mentioned problem, the invention according to claim 1 of the present invention shows the concentration distribution for each metabolite in the set region of interest by setting the region of interest on the positioning image of the region of interest. In the magnetic resonance spectroscopy apparatus capable of displaying spectrum data, a region where fat is excited is displayed on the positioning image of the region of interest separately from the set region of interest. Here, the region where fat is excited may be displayed separately from the set region of interest, and the display mode (for example, line, figure, symbol) of the region where fat is excited and the set region of interest is set. , Patterns, colors, etc.) may be the same. Further, the area where fat is excited may be blinked and displayed. Furthermore, the region where fat is excited and the set region of interest may be displayed separately on different display screens.
[0031]
Furthermore, Claim 2 In the magnetic resonance spectroscopy apparatus capable of displaying spectral data indicating the concentration distribution for each metabolite in the set region of interest by setting the region of interest on the positioning image of the region of interest, Magnetic field polarity control means for controlling the polarity of the gradient magnetic field in accordance with the set position of the region of interest on the positioning image, and a region where fat is excited on the positioning image of the region of interest separately from the set region of interest And fat region display means for displaying.
[0032]
Also, Claim 3 In the magnetic resonance spectroscopy apparatus capable of displaying spectral data indicating the concentration distribution for each metabolite in the set region of interest by setting the region of interest on the positioning image of the region of interest, Magnetic field polarity control means for controlling the polarity of the gradient magnetic field in accordance with the set position of the region of interest on the positioning image, and a region where fat is excited on the positioning image of the region of interest separately from the set region of interest And a region of interest resetting unit for resetting the set region of interest.
[0033]
Furthermore, Claim 4 In the magnetic resonance spectroscopy apparatus capable of displaying spectral data indicating the concentration distribution for each metabolite in the set region of interest by setting the region of interest on the positioning image of the region of interest, Magnetic field polarity control means for controlling the polarity of the gradient magnetic field in accordance with the set position of the region of interest on the positioning image, and a region where fat is excited on the positioning image of the region of interest separately from the set region of interest A fat region display means for displaying the magnetic field polarity, and a magnetic field polarity recontrol means for recontrolling the polarity of the gradient magnetic field controlled by the magnetic field polarity control means.
[0036]
Claim 5 The invention described in Claims 2 to 4 8. The magnetic resonance spectroscopy apparatus according to claim 1 or the region of interest positioning method according to

claim

6 or 7, wherein the polarity of the gradient magnetic field is controlled so that the region excited by fat is more than the region of interest. Is also characterized in that the polarity of the gradient magnetic field is changed so as to be located on the center side of the static magnetic field.
[0037]
Claim 6 The invention according to claim 5 is the magnetic resonance spectroscopy according to claim 5. In equipment The magnetic field polarity re-control means for re-controlling the polarity of the gradient magnetic field by the magnetic field polarity control means or the magnetic polarity control means is the polarity of the gradient magnetic field controlled by the magnetic field polarity control means or the magnetic polarity re-control means. It is characterized by reversing.
[0038]
Claim 7 The invention described in Claim 4 In the magnetic resonance spectroscopy apparatus according to claim 2, the re-control of the polarity of the gradient magnetic field by the magnetic field polarity re-control unit or the magnetic polarity re-control process is performed by the fat region display unit or the fat region display process. It is characterized by starting by moving the excited region.
[0039]
Claim 8 The invention described in

claim

1, 2, 3 or 4 In the described magnetic resonance spectroscopy apparatus, the display mode of the region of interest and the region where fat is excited are different.
[0040]
Claim 9 The invention described in Claim 8 In the magnetic resonance spectroscopy apparatus described in the above, the display mode of the region of interest and the region where fat is excited is different from each other in that the outer frame of the region of interest is represented by a solid line and the region where fat is excited is represented by a dotted line. It is characterized by being.
[0041]
Claim 10 The invention described in Claim 9 In the magnetic resonance spectroscopy apparatus described in (1), the display mode of the region of interest and the region where fat is excited is different depending on a color difference in color display.
[0043]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
[First Embodiment] (Corresponding to the Invention of Claim 1)
A first embodiment of the present invention will be described below mainly based on FIGS. FIG. 1 is a schematic diagram of an MRS apparatus according to an embodiment to which the present invention is applied. This MRS apparatus includes a bed unit on which a patient P as a subject is placed, a static magnetic field generation unit for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field generation unit for adding position information to the static magnetic field, and transmission and reception for transmitting and receiving RF signals. Functionally includes a control unit, a control / computation unit responsible for overall system control and image reconstruction, and an electrocardiogram measurement unit that measures an ECG (electrocardiogram) signal as a signal representing the cardiac phase of the patient P .
[0044]
The static magnetic field generation unit includes, for example, a superconducting magnet 1 and a static magnetic field power supply 2 that supplies current to the magnet 1, and a longitudinal axis of a cylindrical opening (diagnostic space) into which the subject P is loosely inserted. Static magnetic field H in the direction (Z-axis direction) ₀ Is generated. In addition, the shim coil 14 is provided in this magnet part. The shim coil 14 is supplied with a current for homogenizing the static magnetic field from the shim coil power supply 15 under the control of the host computer 6 described later. The couch portion can removably insert the top plate on which the subject P is placed into the opening of the magnet 1.
[0045]
The gradient magnetic field generator includes a gradient magnetic field coil unit 3 incorporated in the magnet 1. The gradient coil unit 3 includes three sets (types) of x, y, and z coils 3x to 3z for generating gradient magnetic fields in the X, Y, and Z axis directions orthogonal to each other. The gradient magnetic field unit further includes a gradient magnetic field power supply 4 that supplies current to the x, y, z coils 3x to 3z. This gradient magnetic field power supply 4 supplies a pulse current for generating a gradient magnetic field to the x, y, z coils 3x to 3z under the control of a sequencer described later.
[0046]
By controlling the pulse current supplied from the gradient magnetic field power source 4 to the x, y, z coils 3x to 3z, the gradient magnetic fields in the three-axis X, Y, Z directions are synthesized, and the slice gradient along the Z axis Each direction of the magnetic field, the first phase encoding gradient magnetic field along the X axis, and the second phase encoding gradient magnetic field along the Y axis direction can be arbitrarily set and changed. Each gradient magnetic field in the slice direction and in the first and second phase encoding directions is a static magnetic field H. ₀ Is superimposed on.
[0047]
The transmission / reception unit includes an RF coil 7 disposed in the vicinity of the patient P in the imaging space in the magnet 1, and a transmitter 8T and a receiver 8R connected to the RF coil 7. Under the control of a sequencer described later, the transmitter 8T supplies an RF current pulse having a Larmor frequency for exciting magnetic resonance (NMR) to the RF coil 7, while the receiver 8R receives the RF coil 7. The received MR signal (high frequency signal) is received, and various received signal processing is performed on the received signal to form corresponding digital data.
[0048]
The control / arithmetic unit further includes a sequencer (also referred to as “sequence controller”) 5, a host computer 6, an arithmetic unit 10, a storage unit 11, a display device 12, and an input device 13. Among these, the host computer 6 has a function of commanding the pulse sequence information to the sequencer 5 according to the stored software procedure and overseeing the operation of the entire apparatus including the sequencer 5.
[0049]
The sequencer 5 includes a CPU and a memory, stores pulse sequence information sent from the host computer 6, and controls a series of operations of the gradient magnetic field power source 4, the transmitter 8T, and the receiver 8R according to this information. . Here, the pulse sequence information is all information necessary for operating the gradient magnetic field power source 4, the transmitter 8T, and the receiver 8R according to a series of pulse sequences, for example, x, y, z coils 3x to 3z. Includes information on the intensity, application time, application timing, and the like of the pulse current applied to. In addition, the sequencer 5 inputs digital data (MR signal) output from the receiver 8 </ b> R and transfers this data to the arithmetic unit 10.
[0050]
The arithmetic unit 10 inputs the digital data of the MR signal sent from the receiver 8R through the sequencer 5 and inputs the original data (also referred to as “raw data”) to the Fourier space (also referred to as k space or frequency space). And a two-dimensional or three-dimensional Fourier transform process for reconstructing the original data into a real space image, while performing an image data synthesis process. This image data is transmitted to the display 12 and displayed as an MRI image or an MRS image. The Fourier transform process may be assigned to the host computer 6.
[0051]
In addition to the above-described functions, the arithmetic unit 10 has the following as functions that bear the features of the present invention. That is, the arithmetic unit 10 can recognize the position on the MRI image of the region of interest (region where the water signal is excited) set by the input unit 13. Further, based on the above equations (3) and (4), the shift amount of the region where the fat signal is excited with respect to the water signal is calculated, and the fat is excited on the MRI image separately from the region of interest. A region (for example, an outer frame of the region is indicated by a dotted line) can be displayed. Furthermore, when the operator changes the setting of the size or position of the region of interest using the input device 13, the region excited with fat can also be changed and displayed.
[0052]
The input device 13 can input information such as parameter information for selecting the synchronization timing desired by the operator, scan conditions, pulse sequences, image composition methods, and the like to the host computer 6.
[0053]
The storage unit 11 can store not only the original data and the reconstructed image data but also the image data that has been subjected to the above-described combining process. The storage unit 11 stores a program for executing an algorithm described later, and is read and executed by the arithmetic unit 10.
[0054]
When obtaining an MRI image, the x, y and z coils 3x to 3z are used to generate a slice direction gradient magnetic field, a phase encode direction gradient magnetic field, and a readout direction (frequency encode direction) gradient magnetic field, respectively.
[0055]
Subsequently, the operation of the MRS apparatus in the present embodiment will be described mainly with reference to FIGS.
[0056]
First, before displaying the MR spectrum, it is necessary to display a positioning image (MRI image) of the region of interest on the display 12. Since the pulse sequence for displaying the MRI image has been conventionally used as disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 4-227232 and the like, description thereof is omitted here.
[0057]
By this pulse sequence, the x, y and z coils 3x to 3z respectively convert the slice direction gradient magnetic field, the phase encode direction gradient magnetic field, and the readout direction (frequency encode direction) gradient magnetic field to a static magnetic field H. ₀ Superimpose on. During this time, the RF pulse is applied from the RF coil 7 to the patient P by the RF current pulse supplied from the transmitter 8T to excite magnetic resonance. On the other hand, the receiver 8R receives the excited MR signal and performs various signal processing on the received signal to form corresponding digital data. This digital data is sent to the arithmetic unit 10 via the sequencer 5.
[0058]
The arithmetic unit 10 performs the two-dimensional or three-dimensional Fourier transform processing for reconstructing the original data in the Fourier space and reconstructing the original data into a real space image, while performing the image data synthesis processing. The image data that has been combined by the arithmetic unit 10 is displayed on the display 12 as an MRI image.
[0059]
Next, the region-of-interest positioning operation which is a characteristic part of the present invention is started. This positioning operation is performed by the following processing based on the algorithm shown in FIG. In this embodiment, an MRI image of the human head is used as an example of the positioning image.
[0060]
First, as shown in FIG. 2, when an operator sets a region of interest (solid square 21) on the positioning image using the input device 13 (step S1), what is the solid rectangle 21 representing the region of interest? Separately, a region where fat is excited is represented by a dotted square 22 (step S2). Thereby, the operator can recognize whether the area | region where fat is excited includes the scalp part 23 or not.
[0061]
Here, when the dotted rectangle 22 is displayed so as to include the scalp portion 23 (step S3), the operator again determines the region of interest so that the dotted rectangle 22 does not include the scalp portion 23. Is set again (step S4), and the setting of the region of interest is completed. On the other hand, when the dotted rectangle 22 does not include the scalp portion 23 (step S3), the setting of the region of interest is completed at this point.
[0062]
When the setting of the region of interest is completed, the operator performs an operation for displaying the MR spectrum by the input device 13. This operation is performed, for example, by pressing a switch (not shown) provided in the input device 13. As a result, the MR spectrum is displayed on the display 13 based on the pulse sequence shown in FIGS.
[0063]
As described above, in this embodiment, when an operator sets a region of interest (a region where water is excited) on an MRI image, it is possible to simultaneously display a region where fat is excited. Therefore, even if the region where fat is excited includes a portion containing a lot of fat in the human body, the operator can easily make the region of interest so that the region where fat is excited does not include a portion containing a lot of fat tissue. Can be set again. As a result, the adipose tissue can be prevented from being excited and mixed in the MR spectrum data, and the concentration distribution of metabolites other than water and fat can be clearly grasped visually.
[0064]
In the above example, only the two directions X and Y are displayed. However, the present invention is not limited to this. In the case where a sagittal section or a coronal section is displayed as an MRI image, a region where a fat signal is excited. Similarly, in the Z direction, fat-excited regions are displayed at the same time.
[0065]
[Second Embodiment] (corresponding to the invention of claim 2)
Hereinafter, a second embodiment of the present invention will be described mainly based on FIG. 1, FIG. 4, and FIG. Here, the present embodiment is the same as the first embodiment except for the function of displaying the region where fat is excited, which is a characteristic part of the first embodiment. The description will be omitted using reference numerals.
[0066]
As described above in the section of “Prior Art”, the direction in which the fat position shift occurs with respect to water depends on the polarity of the gradient magnetic field at the time of selective excitation, but an actual MRI image is used. When performing the positioning operation, the operator cannot know the polarity to which the gradient magnetic field is applied. Therefore, the operator cannot know in which direction the region where fat is excited is located with respect to the region of interest.
[0067]
But, ¹ The main target of H spectroscopy is the brain, and the fat in the head that should be avoided is mainly present in the scalp, that is, the periphery of the region of interest (the direction from the center of the static magnetic field to the outside). I know it.
[0068]
Therefore, in the present embodiment, based on this known fact, the polarity of the gradient magnetic field is automatically set with a predetermined setting according to a certain rule as shown below, and the polarity of the gradient magnetic field (magnetic field gradient) is automatically set. This is a function in which a function for changing (positive / negative) is added to the arithmetic unit 10. For convenience of explanation, only one dimension in the X direction will be described below.
[0069]
The magnetic field strength at position X is B _X , B ₀ , The X coordinate of the center of the region of interest _R Then, the predefined definition according to a certain rule is expressed by the equations (5) and (6).
[0070]
[Equation 5]

[0071]
According to the expressions (5) and (6), for example, as shown in FIG. 4A, when the center of the region of interest is on the positive side of the X coordinate axis of the system with respect to the center of the magnet 1, the sequencer A pulse that gives a negative magnetic field gradient from 5 is output. That is, a pulse having a polarity with which the static magnetic field strength decreases with increasing spatially in the positive direction of the X coordinate is output. On the other hand, as shown in FIG. 4B, when the center of the region of interest is on the negative side of the X coordinate axis of the system with respect to the center of the magnet 1, a pulse that gives a positive magnetic field gradient from the sequencer 5. Is output. That is, a pulse having a polarity in which the static magnetic field strength increases with respect to the increase in the positive direction of the X coordinate spatially is output.
[0072]
Needless to say, the Y direction and the Z direction have the same predefined settings as the X direction.
[0073]
Next, the operation of this embodiment FIG. Will be described. Since the operation up to the positioning of the region of interest is the same as that of the first embodiment, the description thereof will be omitted and the region of interest positioning operation will be described. This positioning operation is performed by the following processing based on the algorithm shown in FIG.
[0074]
First, the operator sets a region of interest on the positioning image using the input device 13 (step S11). Then, the arithmetic unit 10 determines whether the center of the set region of interest is on the positive side or the negative side of the system X coordinate axis with respect to the center of the magnet 1 (step S12). When the arithmetic unit 10 determines that the center of the region of interest is on the positive side of the X coordinate axis of the system with respect to the center of the magnet 1, the gradient magnetic field provided by the transmitter 8T has a negative magnetic field polarity. (Step S13). On the other hand, when the arithmetic unit 10 determines that the center of the region of interest is on the negative side of the X coordinate axis of the system with respect to the center of the magnet 1, the gradient magnetic field provided by the transmitter 8T is a positive magnetic field. It changes so that it may become a gradient (step S14). Thereby, the setting of the region of interest is completed. Since the subsequent steps are the same as those in the first embodiment, description thereof is omitted.
[0075]
As described above, in the present embodiment, the positive and negative magnetic field gradients are changed according to the set position of the region of interest on the positioning image, so that the region where fat is excited is excited by water. The region always shifts toward the center of the static magnetic field. As a result, the same effects as those of the first embodiment can be obtained, and further, the operator can save the trouble of resetting the region of interest, so that smoother diagnosis can be performed.
[0076]
[Third Embodiment] (Corresponding to the Invention of Claim 3)
In the following, a third embodiment of the present invention will be described mainly based on FIGS. In summary, the present embodiment is inclined according to the function of displaying the region excited by fat, which is a characteristic part of the first embodiment, and the set position of the region of interest, which is a characteristic part of the second embodiment. It combines functions to control the polarity of the magnetic field. Thus, since this embodiment is the structure which combined 1st and 2nd embodiment, the description is abbreviate | omitted using the same code | symbol for the same component. Further, since the operation up to the positioning of the region of interest is the same as that of the first embodiment, the description thereof is omitted.
[0077]
First, the necessity (meaning) of this embodiment will be described.
[0078]
the above Third The embodiment is ¹ Assuming that the main target of H spectroscopy is the brain, and the fat of the head to avoid contamination is mainly in the scalp, that is, in the peripheral part of the region of interest (in the direction outward from the center of the static magnetic field) This is a preferred setting. Therefore, for example, when the MRS image is obtained by the same method as described above when the center of the head is greatly deviated from the center of the static magnetic field, a situation in which the region of interest includes fat tissue occurs. This will be described in more detail below.
[0079]
An example in which the center of the head is greatly deviated from the center of the static magnetic field is shown in FIG. FIG. 6 shows a case where the center of the region of interest is in the negative direction (left side) with respect to the center of the head, but is in the positive direction (right side) with respect to the center of the static magnetic field (system). . In such a case, when the polarity of the gradient magnetic field is controlled as in the second embodiment, the region where fat is excited is further in the negative direction (left side), and more adipose tissue is excited and becomes spectral data. It will be mixed.
[0080]
Therefore, in this embodiment, as shown in FIG. 7, in addition to the second embodiment, the feature of the first embodiment is that “a region where fat is excited is indicated by a dotted line. The function of “display with rectangle 22” is used.
[0081]
Needless to say, in the present embodiment, as in the second embodiment, the Y direction and the Z direction have the same predefined settings as in the X direction.
[0082]
Next, the operation of this embodiment will be described with reference to FIG. Since the operation up to the positioning of the region of interest is the same as that of the first embodiment, the description thereof will be omitted and the region of interest positioning operation will be described. This positioning operation is performed by the following processing based on the algorithm shown in FIG.
[0083]
First, the operator sets a region of interest on the positioning image using the input device 13 (step S21). Then, as in the second embodiment, the calculation unit 10 determines whether the center of the set region of interest is on the positive side or the negative side of the system X coordinate axis with respect to the center of the magnet 1. Determination is made (step S22). When the arithmetic unit 10 determines that the center of the region of interest is on the positive side of the X coordinate axis of the system with respect to the center of the magnet 1, the gradient magnetic field provided by the transmitter 8T has a negative magnetic field polarity. (Step S23). On the other hand, when the arithmetic unit 10 determines that the center of the region of interest is on the negative side of the X coordinate axis of the system with respect to the center of the magnet 1, the gradient magnetic field provided by the transmitter 8T is a positive magnetic field. It changes so that it may become a gradient (step S24).
[0084]
Subsequently, as in the first embodiment, as shown in FIG. 2, a region where fat is excited is represented by a dotted rectangle 22 apart from the solid rectangle 21 representing the region of interest (step S25). ). Thereby, the operator can recognize whether the area | region where fat is excited includes the scalp part 23 or not.
[0085]
Here, when the dotted rectangle 22 is displayed so as to include the scalp portion 23 (step S26), the operator again selects the region of interest so that the dotted rectangle 22 does not include the scalp portion 23. Is set again (step S27a), and the setting of the region of interest is completed. On the other hand, when the dotted rectangle 22 does not include the scalp portion 23 (step S26), the setting of the region of interest is completed at this point. Since the subsequent steps are the same as those in the first embodiment, description thereof is omitted.
[0086]
As described above, in the present embodiment, when the center of the head is not greatly deviated from the center of the static magnetic field, it is possible to save the operator from re-setting the region of interest as in the first embodiment. Only when the center of the part is greatly deviated from the center of the static magnetic field, the operator only has to reset the region of interest. Thus, in any case, the fatty tissue can be prevented from being excited and mixed into the data, and the concentration distribution of metabolites other than water and fat can be clearly grasped visually.
[0087]
[Fourth Embodiment] (Corresponding to Inventions of Claims 3, 4, and 6)
Hereinafter, a fourth embodiment of the present invention will be described mainly based on FIG. In the third embodiment, when the center of the head is greatly deviated from the center of the static magnetic field, the region of interest on the positioning image is reset, but in this embodiment, the region of interest is set. The operator can manually reverse the polarity of the gradient magnetic field that has been automatically performed in the second embodiment. Therefore, in this embodiment, the input device 13 is provided with a switch mechanism (not shown) for reversing the polarity of the gradient magnetic field in the three orthogonal directions of the region of interest. Thus, this embodiment is one of the modifications of the third embodiment, and has the same configuration as the third embodiment except for the switch mechanism that reverses the polarity of the gradient magnetic field. The description is omitted.
[0088]
Next, the operation of the present embodiment will be described with reference to FIG. Note that the positioning operation is processed based on the algorithm shown in FIG. 9, but the processing up to step S26 is the same as that in the third embodiment, and hence the subsequent processing will be described.
[0089]
As described above, when the dotted rectangle 22 is displayed so as to include the scalp portion 23 (step 26), the operator manually operates the polarity of the gradient magnetic field (magnetic field gradient) by the switch mechanism of the input device 13. Are reversed (step S27b). On the other hand, when the dotted rectangle 23 does not include the scalp portion 23 (step S26), the setting of the region of interest is completed at this point. Since the subsequent steps are the same as those in the first embodiment, description thereof is omitted.
[0090]
As described above, in this embodiment, when the center of the head is not greatly deviated from the center of the static magnetic field, it is possible to save the operator from having to reset the region of interest as in the first embodiment. Only when the center of the magnetic field is greatly deviated from the center of the static magnetic field, the operator needs to reverse the polarity of the gradient magnetic field. Thus, as in the third embodiment, it is possible to prevent the adipose tissue from being excited and mixed into the data in all cases, and to visually clarify the concentration distribution of metabolites other than water and fat. Can be caught.
[0091]
[Fifth Embodiment] (Corresponding to Inventions of Claims 5 and 7)
The fifth embodiment of the present invention will be described below mainly based on FIG. In the fourth embodiment, the polarity of the gradient magnetic field is reversed by the switch mechanism of the input device 13, but in this embodiment, the dotted rectangle 22 indicating the region where fat is excited is moved on the positioning screen. In response to this, the function is such that the polarity of the gradient magnetic field is automatically reversed.
[0092]
That is, in the present embodiment, the dotted square 22 indicating the region where fat is excited shown in FIG. 2 can be independently moved to the solid square 21 indicating the region of interest, and the operator can When the quadrangle 22 is moved, the function of changing the polarity of the gradient magnetic field in accordance with this is obtained.
[0093]
Specifically, the position of the dotted square 22 moved by the input device 13 is recognized by the host computer 6, and based on this, the pulse sequence information sent to the sequencer 5 is changed. This changed pulse sequence information reverses the polarity of the gradient magnetic field applied by the transmitter 8T.
[0094]
Note that a mechanism for moving the dotted-line rectangle 22 may be newly provided in the input device 13, or a mechanism used when setting a region of interest (solid-line rectangle 23) may be used.
[0095]
As described above, this embodiment is one of the modifications of the third embodiment, except that when the dotted quadrilateral 22 is moved, the polarity of the gradient magnetic field changes accordingly. Since the configuration is the same as that of the third embodiment, the description thereof is omitted.
[0096]
Next, the operation of the present embodiment will be described with reference to FIG. The positioning operation is processed based on the algorithm shown in FIG. 10, but the process up to step S <b> 26 is the same as that in the third embodiment, and will be described from the subsequent processing.
[0097]
As described above, when the dotted rectangle 22 is displayed so as to include the scalp portion 23 (step 26), the operator manually inputs the dotted rectangle 22 shown in FIG. When moving away from 23, the magnetic field gradient of the gradient magnetic field is automatically reversed (step S27c). On the other hand, when the dotted rectangle 23 does not include the scalp portion 23 (step S26), the setting of the region of interest is completed at this point. Since the subsequent steps are the same as those in the first embodiment, description thereof is omitted.
[0098]
As described above, according to the present embodiment, since the dotted quadrilateral 22 which is a region where fat is excited is directly moved on the positioning screen, it is more intuitive and more intuitive than the third and fourth embodiments. Visual movement can be performed.
[0099]
In each of the above embodiments, the set region of interest (the region where the water signal is excited) is represented by a solid line, and the region where the fat signal is excited is represented by a dotted line. However, the present invention is not limited to this. As long as the region where fat is excited is distinguished and displayed, both may be represented by a solid line. These differences may be displayed in any manner as long as the display mode is different. Here, as examples in which the display modes are different, for example, these differences are represented by differences in color of color display, are represented by being distinguished from thick lines and thin lines, and are represented by being distinguished from solid lines and wavy lines. Furthermore, by operating the input device 13, the region of interest and the region where fat is excited may be switched and displayed on one positioning image (MRI image), or each may be displayed independently on two positioning images. .
[0100]
In each of the above embodiments, the center frequency is adjusted to the water signal, and the region where water is excited is set as the region of interest. However, the present invention is not limited to this, and the measurement target exists between the resonance frequencies of water and fat. May be tailored to specific metabolites. Further, the intermediate frequency may be adjusted to a position between water and fat.
[0101]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, when the region of interest for obtaining the MRS image is positioned, the set region of interest can contain as little as possible a portion containing adipose tissue. There is an effect that the concentration distribution of metabolites other than water and fat can be clearly grasped visually.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a functional block diagram illustrating an example of a configuration of an MRS apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a view showing a positioning image (MRI image) of the MRS apparatus according to the embodiment of the present invention.
FIG. 3 is a flowchart until setting of a region of interest, which is a characteristic part of the first embodiment of the present invention, is completed.
FIG. 4 is a diagram showing a predefined gradient magnetic field polarity, which is a characteristic part of the second embodiment of the present invention.
FIG. 5 is a flowchart until setting of a region of interest, which is a characteristic part of the second embodiment of the present invention, is completed.
FIG. 6 is a view showing a positioning image (MRI image) used as a premise for explaining a third embodiment of the present invention.
FIG. 7 is a diagram showing a positioning image (MRI image) used as a premise for explaining a third embodiment of the present invention.
FIG. 8 is a flowchart until setting of a region of interest, which is a characteristic part of the third embodiment of the present invention, is completed.
FIG. 9 is a flowchart until setting of a region of interest is a characteristic part of the fourth embodiment of the present invention.
FIG. 10 is a flowchart until setting of a region of interest is a characteristic part of the fifth embodiment of the present invention.
FIG. 11 is a diagram showing a general MRI image and an MR spectrum.
FIG. 12 is a diagram showing a pulse sequence of single voxel spectroscopy that has been conventionally used.
FIG. 13 is a diagram showing a pulse sequence of a space 2D (two-dimensional) MRSI method combining a selective excitation method and phase encoding, which has been used conventionally.
FIG. 14 is a diagram showing a shift of a slice position due to a chemical shift.
FIG. 15 is a diagram showing a conventional positioning image (dotted line square 102 is not actually displayed).
FIG. 16 is a diagram showing a shift in slice position due to a difference in polarity of a gradient magnetic field during selective excitation.
[Explanation of symbols]
1 Magnet
2 Static magnetic field power supply
3 Gradient magnetic field coil unit
4 Gradient magnetic field power supply
5 Sequencer
6 Controller
7 RF coil
8T transmitter
8R receiver
10 Arithmetic unit
11 Storage unit
12 Display
13 Input device
16 Sound generator
17 ECG sensor
18 ECG units

Claims

In the magnetic resonance spectroscopy apparatus capable of displaying spectral data indicating the concentration distribution of each metabolite in the set region of interest by setting the region of interest on the positioning image of the region of interest,
In addition to the set region of interest, a region where fat is excited is displayed on the positioning image of the region of interest.

In the magnetic resonance spectroscopy apparatus capable of displaying spectral data indicating the concentration distribution of each metabolite in the set region of interest by setting the region of interest on the positioning image of the region of interest,
Magnetic field polarity control means for controlling the polarity of the gradient magnetic field in accordance with the set position of the region of interest on the positioning image;
A magnetic resonance spectroscopy apparatus comprising fat region display means for displaying a region where fat is excited separately from the set region of interest on the positioning image of the region of interest.

In the magnetic resonance spectroscopy apparatus capable of displaying spectral data indicating the concentration distribution of each metabolite in the set region of interest by setting the region of interest on the positioning image of the region of interest,
Magnetic field polarity control means for controlling the polarity of the gradient magnetic field in accordance with the set position of the region of interest on the positioning image;
A fat region display means for displaying a region where fat is excited separately from the set region of interest on the positioning image of the region of interest;
A magnetic resonance spectroscopy apparatus comprising: a region of interest resetting unit that resets the set region of interest.

In the magnetic resonance spectroscopy apparatus capable of displaying spectral data indicating the concentration distribution of each metabolite in the set region of interest by setting the region of interest on the positioning image of the region of interest,
Magnetic field polarity control means for controlling the polarity of the gradient magnetic field in accordance with the set position of the region of interest on the positioning image;
A fat region display means for displaying a region where fat is excited separately from the set region of interest on the positioning image of the region of interest;
Magnetic resonance spectroscopy apparatus comprising: magnetic field polarity re-control means for re-controlling the polarity of the gradient magnetic field controlled by the magnetic field polarity control means.

In the magnetic resonance spectroscopy apparatus according to any one of claims 3 to 4 ,
Controlling the polarity of the gradient magnetic field means changing the polarity of the gradient magnetic field so that the fat-excited region is located closer to the center of the static magnetic field than the region of interest. Resonance spectroscopy device.

The magnetic resonance spectroscopy apparatus according to claim 4 .
The magnetic field polarity re-control means for re-controlling the polarity of the gradient magnetic field by the magnetic field polarity control means or the magnetic polarity control means means the polarity of the gradient magnetic field controlled by the magnetic field polarity control means or the magnetic polarity re-control means. A magnetic resonance spectroscopy apparatus characterized by being inverted.

The magnetic resonance spectroscopy apparatus according to claim 4 .
The re-control of the gradient magnetic field polarity by the magnetic field polarity control means or the magnetic polarity re-control process is started by moving the fat-excited area displayed by the fat area display means or the fat area display process. A magnetic resonance spectroscopy apparatus characterized by:

The magnetic resonance spectroscopy apparatus according to claim 1, 2 , 3, or 4 .
2. A magnetic resonance spectroscopy apparatus, wherein display modes of the region of interest and the region where fat is excited are different.

The magnetic resonance spectroscopy apparatus according to claim 8 ,
The display mode of the region of interest and the region where fat is excited differs from each other in that the outer frame of the region of interest is represented by a solid line and the region where fat is excited is represented by a dotted line. Scopy device.

The magnetic resonance spectroscopy apparatus according to claim 9 ,
The magnetic resonance spectroscopy apparatus characterized in that the display mode of the region of interest and the region where fat is excited is different depending on a color difference in color display.