JP4718698B2

JP4718698B2 - Magnetic resonance imaging system

Info

Publication number: JP4718698B2
Application number: JP2001062265A
Authority: JP
Inventors: 匡朗梅田
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2001-03-06
Filing date: 2001-03-06
Publication date: 2011-07-06
Anticipated expiration: 2021-03-06
Also published as: JP2002263079A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体の代謝物からの磁気共鳴信号を検出する磁気共鳴診断装置に係り、特に、不要水信号を抑制するためのＲＦパルスのフリップ角および局所励起領域外の信号を飽和するためのＲＦパルスのフリップ角を正確に、且つ調整時間を省略して計算機内部で求めることが可能な磁気共鳴診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、疾病の早期診断（特に腫瘍の進行度の判定）に有効な方法として、^１Ｈ−ＭＲＳ（ＭＲスペクトロスコピー）が行われている。^１Ｈ−ＭＲＳは、ある基準集からの共鳴周波数の隔たりをｐｐｍで表した磁気共鳴スペクトルから、^１Ｈの核を含む生体内の様々な物質の分子構造、化学環境、濃度等の情報を得る方法であり、典型的な利用法としては、代謝物としてのＮＡＡ（Ｎ−アセチルアスパラギン酸）、Ｃｈｏ（コリン）、ＰＣｒ／Ｃｒ（クレアチンリン酸/クレアチン）、Ｇｌｘ（グルタミン酸およびグルタミン）、Ｌａｃ（乳酸）、ｍＩ（ミオイノシトール）等を観測することに使われている。
【０００３】
この^１Ｈ−ＭＲＳにおいて、生体内に存在するＮＡＡ等のプロトン代謝物の濃度は、生体水の濃度に比べて４桁程度小さく、通常のＡ／Ｄ変換器のビット数では代謝物からの信号を十分検出することができないため、通常、水信号を選択的に抑圧することが必須とされる。
【０００４】
この水信号を抑圧する方法として、さまざまな方法が提案されているが、一般的に、ＣＨＥＳＳ（化学シフト選択）パルスと呼ばれるＲＦパルスを使用する方法が実施されている。これは、図４の水信号抑圧区間ｔ_{ｃｈｅｓｓ}に示されているように、水のプロトンの周波数帯域のみを選択的に励起する数十ｍｓｅｃのＲＦパルス（ＣＨＥＳＳパルス）Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３を印加し、水のプロトンの磁化のみを横平面に倒し、その状態で、傾斜磁場パルスＧ１，Ｇ２，Ｇ３を印加し、横磁化をスポイルすることで水信号を抑圧する方法である。
【０００５】
これら３本のＣＨＥＳＳパルスＰ１，Ｐ２，Ｐ３のうち、最初の２本のＣＨＥＳＳパルスＰ１，Ｐ２の強度時間積分値は水のプロトンの磁化を横平面に倒すためにフリップ角が９０°になるように設定され、３本目のＣＨＥＳＳパルスＰ３のフリップ角αは、水プロトンからの信号が実効的にゼロ又は最小化するようにプリスキャンで厳密に決定される。このように水抑制を実施することで、水信号に代謝物信号が埋もれることなく、代謝物の信号観測は可能となる。
【０００６】
また、脳の頭表の近傍あるいは、前立腺などの腹部領域で脂肪が大量に含まれている領域の近傍では、水信号と同様に、観測領域内への脂肪信号の混入が大きな問題となる。脂肪信号低減のために、通常、プリサチュレーション法が水信号抑圧法と共に併用されている。
【０００７】
このパルス系列は、図４の区間ｔ_{ｐｒｅｓａｔ}に示している。ＭＲＳの関心領域（ＲＯＩ）以外の領域の磁化を選択的に倒すために、周波数帯域△Ｆを持つスライス選択ＲＦパルス（以下、プリサットパルスと称する）Ｐ４，Ｐ５を傾斜磁場Ｇ４，Ｇ６とともに印加し、それぞれの後に、倒れた磁化をスポイルするためのスポイル傾斜磁場Ｇ５，Ｇ７を印加する。この脂肪抑圧区間ｔ_{ｐｒｅｓａｔ}に、代謝物の磁化を励起する局所励起区間ｔ_ｌｏｃと、信号を観測する区間ｔ_ａｃｑとが続く。
【０００８】
区間ｔ_ｌｏｃは、フリップ角がそれぞれ９０°，１８０°，１８０°に成るように時間強度積分値が調整されているＲＦパルスＬ１，Ｌ２，Ｌ３によりエコー信号を発生させるダブルＳＥ（スピンエコー）法である。印加タイミングとしては、ｔ_ｌｏｃ２＝ｔ_ｌｏｃ１＋ｔ_ｌｏｃ３である。また、局所励起用のシーケンスとして３つの９０°パルスからなるＳＴＥ（Stimulated Echo）法も使用される。また、ＲＦパルスＬ１，Ｌ２，Ｌ３と同時に印加されるＧｓ１，Ｇｓ２，Ｇｓ３は磁気共鳴信号を観測する領域を決定するためのスライス選択傾斜磁場である。Ｇsp1 ，Ｇsp2 が不要信号をスポイルするための傾斜磁場である。
【０００９】
またＧenc1，Ｇenc2の位相エンコード傾斜磁場を印加し、データ収集ごとに強度を変化させることでＭＲＳＩが可能となる。Ｇenc1，Ｇenc2を印加しない場合はＧsl1 ，Ｇsl2 ，Ｇsl3 により決まる単一の領域からの磁気共鳴信号を観測するシングルボクセルのＭＲＳが可能となる。ｓ１、ｓ２、ｓ３はｘ、ｙ、ｚの空間軸のいずれかを取得部位に応じて選ぶことができ、スライス選択傾斜磁場を複数軸選択することでオブリーク収集も可能となる。またスポイル傾斜磁場も不要信号が十分スポイルされるように、ＭＲＩ装置ごとに印加強度、印加時間、印加軸を選んで使用する。
【００１０】
以上の方法により^１Ｈ−ＭＲＳにおいて、脂肪信号が対象領域の近傍にある場合でも良好なスペクトルが取得可能である。水信号抑制区間ｔ_{ｃｈｅｓｓ}の３本目のＣＨＥＳＳパルスＰ３のフリップ角αを、水の緩和時間を既知として調整を行わないで固定する方法があるが、組織（特に病変部位）により緩和時間が異なるために、正確なフリップ角を求めるためには調整が必要である。
【００１１】
送信パワーを変えながら水信号を最小とする手動の方法があるが、調整時間が長くかかることと操作者により差が出るなどの問題点がある。水抑制の３本目のパルスＰ３のフリップ角αを振りながら図４のシーケンスにより^１Ｈ−ＭＲＳのデータ収集を行い、横軸がフリップ角で縦軸が水信号強度のグラフからαを求める方法があるが、この場合も「フリップ角を振る回数」×「繰り返し時間ＴＲ」という比較的長い時間を調整に要してしまう。
【００１２】
また、自動の場合には、Ｔ１が長い組織では、短い繰り返し時間ＴＲ（通常^１Ｈ−ＭＲＳの計測の場合には１，５００〜３，０００ｍｓｅｃである）だと、縦磁化の緩和が不十分のため正確なフリップ角αが求まらないという問題がある。Ｔ１が長い組織に対して正確なフリップ角を求めるためには調整のときのみＴＲを６，０００以上に延長する必要があるが調整時間が余分にかかってしまう。また通常、^１Ｈ−ＭＲＳの検査はシングルボクセルの場合は健側と患側の２種類以上行っているが、その度に水抑制のフリップ角調整を行っている。
【００１３】
このように、従来の磁気共鳴画像診断装置において^１Ｈ−ＭＲＳを行う場合、水抑制のＣＨＥＳＳパルスＰ３のフリップ角αを正確に求めるには調整時間がかかるという欠点があった。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、水抑制のためのＣＨＥＳＳパルスのフリップ角の決定を効率的に行うことにある。
【００１５】
【課題を解決するための手段】
本発明は、静磁場中におかれた被検体に対してＲＦパルスおよび傾斜磁場パルスを印加し、関心領域内の所望代謝物からの磁気共鳴信号を収集する磁気共鳴診断装置において、前記被検体中で不要な信号を抑圧させるべくＲＦパルスを印加するＲＦパルス印加手段と、前記ＲＦパルスにて励起された磁気共鳴信号の位相分散をするべく傾斜磁場パルスを印加する傾斜磁場パルス印加手段と、前記ＲＦパルスの強度時間積分値を、前記関心領域を含む磁気共鳴画像の画像値から算出する計算機とを備え、前記磁気共鳴画像には前記関心領域を設定するために収集されたロケータ画像とＴ１強調画像とＴ２強調画像とが含まれることを特徴とする。
【００１６】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明による装置を好ましい実施形態により説明する。
【００１７】
図１は、本実施形態に係る磁気共鳴映像装置の構成を示すブロック図である。同図において、静磁場磁石２０１は、励磁用電源２０２に駆動され、主勾配コイル群２０３およびシールドコイル群２０４は勾配コイル用電源２０５にて駆動される。これらにより、被検体２０６には一様な静磁場とそれと同一方向で互いに直交する３方向に線形磁場勾配を持つ傾斜磁場が印加される。主勾配コイル群２０３とシールドコイル群２０４は直列接続され、共通の勾配コイル用電源２０５に接続されてもよいし、上下左右の各コイルエレメントごとに複数の勾配コイル用電源２０５に接続され分割駆動されてもよい。
【００１８】
渦磁場時間応答補償用入力信号は、渦補償回路２０７にて生成される。シムコイル群２０８は、シムコイル用電源２０９に駆動され、静磁場の均一性が調整される。送信部２１０は高周波信号を出力するものであり、この高周波信号はプローブ２１１に送られ、被検体２０６に高周波磁場が印加される。このとき、プローブ２１１は送受両用でも送受信別々に設けてもよい。また、プローブ２１１と主コイル群２０３との間には、高周波シールド２１２が配設されている。
【００１９】
プローブ２１１で受信された磁気共鳴信号は、受信部２１３で検波された後、データ収集部２１４に転送され、計算機２１５に送られる。そして、上述した勾配コイル用電源２０５、シムコイル用電源２０９、送信部２１０、受信部２１３、データ収集部２１４は全てシーケンスコントローラ２１６により制御されており、システムコントローラ２１６は計算機２１５に、また、計算機２１５は、入力装置２１７により制御されている。計算機２１５は、データ収集部２１４から送られたデータのフーリエ変換等が行われ、被検体内部の所望化合物のＭＲＳを生成すると共に、水信号抑圧区間の３本目のＣＨＥＳＳパルスＰ３のフリップ角αを決定するための処理も行う。この処理についての詳細は後述する。そして、得られたスペクトルは画像ディスプレイ２１８に表示される。
【００２０】
図２（ａ）、図２（ｂ）、図２（ｃ）は、本発明の第１実施形態で水抑制のためのＣＨＥＳＳパルスのフリップ角αを決定するために使う^１Ｈ−ＭＲＳの撮影プラン画像である。本実施形態は、ＣＨＥＳＳパルスのフリップ角が、^１Ｈ−ＭＲＳの撮影以前に撮影された異なる３種類のシーケンスで得られた３種類の画像から求めることを特徴としている。
【００２１】
通常、^１Ｈ−ＭＲＳの検査を行う際には、事前に、^１Ｈ−ＭＲＳでの関心領域（以下、ＲＯＩと称する）を特定するために、イメージングを行う。通常は、グラディエントエコーによるロケータ画像１０１（図１（ａ））を取り、スピンエコー法によるＴ１強調画像１０２（図１（ｂ））およびＴ２強調画像１０３（図１（ｃ））を取得する。画像１０２，１０３は、例えば脳室の部分をスライスするアキシャル画像とし、１０１をサジタル画像とする。これらの画像からＣＨＥＳＳパルスのフリップ角αを決める。
【００２２】
１０４、１０５、１０６は、^１Ｈ−ＭＲＳを取得するＲＯＩであり、つまり図４のＧsl1 ，Ｇsl2，Ｇsl3で励起される領域を示している。１０７、１０８、１０９は、フリップ角を計算するためのリファレンス領域を示す。ＲＯＩを決定する際には、１０１〜１０３のうちのいずれか一つの画像に対して、例えば、画像１０３に対して、ＲＯＩ１０６を腫瘍等の病変部位に入力装置２１７によりユーザーが設定する。
【００２３】
リファレンス領域１０９は、他の２枚の画像１０１，１０２が共にこのＲＯＩ１０６を含むように、ユーザーが入力装置２１７により設定する。または計算機２１５でリファレンス領域１０９が他の２枚の画像１０１，１０２に含まれるように制御しても良い。このようにしてリファレンス領域１０９は、緩和時間が既知である脳実質部に設定される。
【００２４】
ここで、ＲＯＩ１０４、１０５、１０６内のピクセルの平均値をそれぞれａ１，ａ２，ａ３とし、リファレンス領域１０７、１０８、１０９内のピクセルの平均値をそれぞれｂ１，ｂ２，ｂ３とする。画像１０１〜１０３が、複数枚の断面で収集されている場合はそれぞれに隣接する画像（ただしこれらの画像がＲＯＩおよびリファレンス領域内に含まれていることが条件である）も使用してピクセルの平均値を求めると、以下で求めるフリップ角αの精度が上がる。
【００２５】
以下に、ピクセル値ａ１，ａ２，ａ３，ｂ１，ｂ２，ｂ３を使用して、フリップ角αを求める方法を説明する。エコー時間ＴＥ，繰り返し時間ＴＲのスピンエコー法の信号強度Ｉは、プロトン密度をＭ、組織の縦緩和時間をＴ１，横緩和時間をＴ２とすると次式（１）で表される。
【００２６】
【数１】

【００２７】
基準となる組織の緩和時間Ｔ１，Ｔ２およびプロトン密度Ｍに対して、別の組織においてそれぞれｄＴ１，ｄＴ２，ｄＭだけ変化した場合の信号強度の変化ｄＩは、ＥｌｓｔｅｒＡＤ（J Comput Assist Tomogr 12:130,1988）に記述されているように、次式（２）で表される。
【００２８】
【数２】

【００２９】
ここでＳ_Ｔ１、Ｓ_Ｔ２、Ｓ_Ｍは次式（３）〜（５）で表される。
【００３０】
【数３】

【００３１】
またフリップ角θ、エコー時間ＴＥ，繰り返し時間ＴＲ，グラディエントエコーの信号強度Ｉは、プロトン密度をＭ、組織の縦緩和時間をＴ１，横緩和時間をＴ２とすると次式（６）で表される。
【００３２】
【数４】

【００３３】
Ｔ１，Ｔ２，ＭがそれぞれｄＴ１，ｄＴ２，ｄＭだけ変化した場合の信号強度の変化ｄＩは、スピンエコー法と同様にして次式（７）で表される。
【００３４】
【数５】

【００３５】
ここでＧ_Ｔ１，Ｇ_Ｔ２，Ｇ_Ｍは、次式（８）〜（１０）で表される。
【００３６】
【数６】

【００３７】
上述したようにリファレンス領域１０７〜１０９を脳実質部に設定しており、これらの緩和時間Ｔ１，Ｔ２は、多くの文献で述べられているように、既知である。ＲＯＩ１０４〜１０６のリファレンス領域１０７〜１０９に対する緩和時間、プロトン密度の変化が求める解である。
【００３８】
求める解ｄＴ１／Ｔ１，ｄＴ２／Ｔ２，ｄＭ／Ｍをそれぞれｘｘ、ｙｙ、ｚｚと置く。基準となるＴ１，Ｔ２を決定したため、画像１０１に対するＧ_Ｔ１，Ｇ_Ｔ２，Ｇ_Ｍ、およびＲＯＩ１０２、１０３に対するＳ_Ｔ１，Ｓ_Ｔ２，Ｓ_Ｍが求まり、これらをＡ11，Ａ12，Ａ13，Ａ21，Ａ22，Ａ23，Ａ31，Ａ32，Ａ33とし、式（７）および（２）に代入すると、次式（１１）〜（１３）の１次元連立方程式が成立する。
【００３９】
【数７】

【００４０】
上記連立方程式を解くことでＲＯＩの縦緩和時間Ｔ１'をＴ１+ｄＴ１として求めることができる。
【００４１】
従って、水信号抑制区間の３本目のＣＨＥＳＳパルスＰ３の中心印加時刻と局所励起パルスＬ１の中心印加時刻までの時間をｔとすると、３本目のＣＨＥＳＳパルスＰ３のフリップ角αは、次式（１４）で与えられる。
【００４２】
【数８】

【００４３】
またパルス強度と時間の関係をリニアで近似した場合αは次式（１５）で表される。
【００４４】
【数９】

【００４５】
このように３枚の画像からフリップ角の最適値又はそれに近い値を求めることができるので、従来のように、水抑制の３本目のパルスＰ３のフリップ角αを振りながら^１Ｈ−ＭＲＳのデータ収集を繰り返すよりも、水抑制のためのＣＨＥＳＳパルスＰ３のフリップ角αの決定を効率的に行うことができる。
【００４６】
図３は本発明の第２の実施形態を示す^１Ｈ−ＭＲＳの撮影プラン画像を示す図である。プリサットを印加した場合のＣＨＥＳＳパルスのフリップ角、およびプリサットパルスのフリップ角が、^１Ｈ−ＭＲＳの撮影以前に撮影された異なる３種類のシーケンスで得られた画像から求められることを示す。図４は従来例のパルスシーケンス図であるが本発明の説明において使用する。
【００４７】
次に第２の実施形態に関して詳細に説明する。図３（ａ）の３０１がロケータ画像、図３（ｂ）の３０２がスピンエコー法によるＴ１強調画像、図３（ｃ）の３０３がスピンエコー法によるＴ２強調画像である。３０４、３０５、３０６が図４のシーケンスのＧsl1 ，Ｇsl2 ，Ｇsl3 で励起される関心領域であり、３０７、３０８、３０９がフリップ角を計算するためのリファレンス領域を示している。３１０〜３１５の点線部分が区間ｔ_{ｐｒｅｓａｔ}のスライス選択用のＲＦパルスＰ４，Ｐ５と傾斜磁場Ｇ４，Ｇ６とで選択されるプリサット領域である。３１０〜３１５の実線領域が、以下の計算でピクセルの平均値を取るための領域である。３０４〜３０９および３１０〜３１５の実線部分がグラフィカルなインターフェースでユーザーにより指定される。リファレンス領域３０７、３０８、３０９のピクセルの平均値をそれぞれｂ１，ｂ２，ｂ３とし、ＲＯＩ３１０、３１１、３１２のピクセルの平均値をａ１，ａ２，ａ３とする。
【００４８】
リファレンス領域３０７〜３０９の脳実質部に関する既知の緩和時間Ｔ１，Ｔ２を使用し、ＲＯＩ３１０〜３１２の緩和時間をＴ１+ｄＴ１，Ｔ２+ｄＴ２、プロトン密度をＭ＋ｄＭと置き、画像３０１〜３０３が第１の実施形態の説明で用いたＴＥ，ＴＲ，θで得られたとすると、プリサットフリップ角αは第１の実施形態と同様に、式（１４）ないし式（１５）で求められる。ただし式（１４）、（１５）のtはプリサツトパルスＰ４の中心印加時刻から局所励起パルスＬ１の中心印加時刻までの時間を示す。
【００４９】
２本目のプリサットフリップ角の強度も同様に求めることができる。また水抑制パルスのフリップ角も第１の実施形態と同様に求めることができる。第２の実施形態では、^１Ｈ−ＭＲＳに関して説明を行ったが、腹部等でＣＨＥＳＳパルスを使用した脂肪抑制を行う場合にも、脂肪抑制パルスのフリップ角を求める際にも適用できる。この場合にはリファレンスとなる物質として腹部の実質部を指定して、緩和時間も腹部実質部の緩和時間を使用する必要がある。上記２つの実施形態においてＣＨＥＳＳないしプリサツトフリップ角をグラディエントエコー法によるサジタル画像、スピンエコー法によるＴ１強調アキシャル画像，Ｔ２強調アキシャル画像の３種類の画像から求めているが、ＴＲ，ＴＥ（グラディエントエコー法ではＴＲ，ＴＥ，θ）が異なっていればいかなるシーケンスで得られたいかなるスライスの画像を使用しても良い。
【００５０】
ただし画像の中にＲＯＩおよびリファレンス領域が含まれている必要がある。また４種類以上のシーケンスを使用して画像を取得した場合はＳＮＲの高い画像から３つを使用すれば決定精度が高くなるため望ましい。また上記２つの実施形態において、^１Ｈ−ＭＲＳに関する実施形態ではスピンエコー法によるシングルボクセル法のみで説明を行ったが、マルチボクセル法に関しても適用することができる。またＣＨＥＳＳ以降のパルスシーケンスがいかなるシーケンスに対しても適用可能である。
【００５１】
また３種類の画像でなく２種類の画像あるいは１種類の画像からもＣＨＥＳＳないしプリサットフリツプ角を求めることができる。例えば図２の場合で１０１、１０２の画像から求める場合を説明する。１０１がＴＥの短いグラディエントエコー画像であれば式（９）を０と近似しても良く、式（１１）のＡ１２の項は０となる。また１０２がＴＥが十分短いスピンエコー法によるＴ１強調画像であれば、式（４）を０と近似しても良く、式（１２）のＡ２２の項は０となる。つまり式（１１）、（１２）はｘｘ，ｚｚをパラメータとした２次元の連立方程式となり、所望の緩和時間Ｔ１'を求めることができ、式（１４）ないし（１５）により所望のαを求めることができる。このようにＴＥの短い任意の２つのシーケンスによる画像からフリップ角αを求めることができる。またＴＥの短いシーケンスを使用して、プロトン密度は脳実質部と関心領域でほぼ一定であるとすると単一の画像からαを求めることができる。つまり式（１２）の第２項、第３項を０と近似すれば１種類の画像からＴ１'を求めることができ、式（１４）ないし（１５）により所望のαを求めることができる。またこれらの１つまたは２つの画像からαを求める方法において、リファレンス領域を指定して、リファレンス領域の緩和時間を既知としているが、ある領域の水信号が最小となるフリップ角を従来の方法により求めて、ＲＯＩのαを上記のいずれかの方法により求めても良い。例えば１０７〜１０９の領域に対して従来のフリップ角を数度刻みで振る方法によりα'を求めると、この領域の緩和時間Ｔ１は次式で表される。
Ｔ１＝ｔ／ｌｎ（１−cos（α'））
この値を用いて上記と同様に１つまたは２つの画像からαを求めることができる。また上記２つの実施形態において、ＲＯＩに対してリファレンス領域を指定しているが、リファレンス領域を指定せず、画像全体をリファレンス領域として、ピクセル値を求めても良い。この場合は輪郭抽出を行い画像の平均値を求める必要がある。
【００５２】
本発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施することが可能である。さらに、上記実施形態には種々の段階が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組み合わせにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されてもよい。
【００５３】
【発明の効果】
本発明により、^１Ｈ−ＭＲＳにおいて水抑制パルスのフリップ角を事前に得られた画像から計算機内部で正確に得ることが可能となり、またフリップ角を求める調整時間を省くことが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１実施形態に係わる磁気共鳴映像装置の構成を示すブロック図。
【図２】本発明の第１の実施形態のフリップ角計算法で使用する３種の^１Ｈ−ＭＲＳプラン画像を示す図。
【図３】本発明の第２の実施形態フリップ角計算法で使用する３種の^１Ｈ−ＭＲＳプラン画像を示す図。
【図４】ＭＲＳの一般的なパルスシーケンスを示す図。
【符号の説明】
１０１…頭部サジタル画像、
１０２…頭部アキシャル画像（Ｔ１強調画像）、
１０３…頭部アキシャル画像（Ｔ２強調画像）、
１０４…^１Ｈ−ＭＲＳのＲＯＩ、
１０５…^１Ｈ−ＭＲＳのＲＯＩ、
１０６…^１Ｈ−ＭＲＳのＲＯＩ、
１０７…リファレンス領域、
１０８…リファレンス領域、
１０９…リファレンス領域、
２０１…静磁場磁石、
２０２…励磁用電源、
２０３…傾斜磁場コイル、
２０４…シールドコイル、
２０５…傾斜磁場コイル用電源、
２０６…被検体、
２０７…渦補償回路、
２０８…シムコイル、
２０９…シムコイル用電源、
２１０…送信部、
２１１…ＲＦコイル、
２１２…高周波シールド、
２１３…受信部、
２１４…データ収集部、
２１５…計算機、
２１６…シーケンスコントローラ、
２１７…入力装置、
２１８…ディスプレイ、
３０１…頭部サジタル画像、
３０２…頭部アキシャル画像（Ｔ１強調画像）、
３０３…頭部アキシヤル画像（Ｔ２強調画像）、
３０４…^１Ｈ−ＭＲＳのＲＯＩ、
３０５…^１Ｈ−ＭＲＳのＲＯＩ、
３０６…^１Ｈ−ＭＲＳのＲＯＩ、
３０７…リファレンス領域、
３０８…リファレンス領域、
３０９…リファレンス領域、
３１０…プリサット領域、
３１１…プリサット領域、
３１２…プリサット領域、
３１３…プリサット領域、
３１４…プリサット領域、
３１５…プリサット領域。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a magnetic resonance diagnostic apparatus for detecting a magnetic resonance signal from a metabolite of a subject, and more particularly to saturate a flip angle of an RF pulse for suppressing an unnecessary water signal and a signal outside a local excitation region. The present invention relates to a magnetic resonance diagnostic apparatus that can accurately determine the flip angle of an RF pulse in the computer while omitting the adjustment time.
[0002]
[Prior art]
In recent years, ¹ H-MRS (MR spectroscopy) has been performed as an effective method for early diagnosis of diseases (particularly, determination of tumor progression). ¹ H-MRS obtains information on the molecular structure, chemical environment, concentration, etc. of various substances in the body, including ¹ H nuclei, from the magnetic resonance spectrum expressed in ppm of the resonance frequency from a certain reference collection. Typical methods of use include NAA (N-acetylaspartate), Cho (choline), PCr / Cr (creatine phosphate / creatine), Glx (glutamate and glutamine), Lac (as metabolites) Lactic acid), mI (myoinositol), etc. are used for observation.
[0003]
In this ¹ H-MRS, the concentration of proton metabolites such as NAA present in the living body is about four orders of magnitude smaller than the concentration of biological water, and the signal from the metabolite is the number of bits of a normal A / D converter. In general, it is essential to selectively suppress the water signal.
[0004]
Various methods have been proposed as a method for suppressing the water signal, but a method using an RF pulse called a CHESS (chemical shift selection) pulse is generally implemented. As shown in the water signal suppression interval _tchess in FIG. 4, this applies RF pulses (CHESS pulses) P1, P2, and P3 of several tens of msec that selectively excite only the frequency band of water protons. In this method, only the proton magnetization of water is tilted to the horizontal plane, and in that state, gradient magnetic field pulses G1, G2, and G3 are applied and the transverse magnetization is spoiled to suppress the water signal.
[0005]
Of these three CHESS pulses P1, P2 and P3, the intensity time integral value of the first two CHESS pulses P1 and P2 is such that the flip angle becomes 90 ° in order to tilt the proton magnetization of water in the horizontal plane. The flip angle α of the third CHESS pulse P3 is strictly determined by prescan so that the signal from the water protons is effectively zero or minimized. By performing water suppression in this way, the metabolite signal can be observed without the metabolite signal being buried in the water signal.
[0006]
In addition, in the vicinity of the head of the brain or in the vicinity of a region where a large amount of fat is contained in an abdominal region such as the prostate, mixing of the fat signal into the observation region becomes a big problem as in the case of the water signal. In order to reduce the fat signal, the pre-saturation method is usually used together with the water signal suppression method.
[0007]
This pulse sequence is shown in a section t _presat in FIG. In order to selectively invert the magnetization of the region other than the region of interest (ROI) of the MRS, slice selection RF pulses (hereinafter referred to as presat pulses) P4 and P5 having a frequency band ΔF are applied together with the gradient magnetic fields G4 and G6. Then, after each, spoiling gradient magnetic fields G5 and G7 for spoiling the fallen magnetization are applied. This fat suppression interval t _presat is _followed by a local excitation interval t _loc for exciting the metabolite magnetization and an interval t _acq for observing the signal.
[0008]
The interval t _loc is a double SE (spin echo) method in which echo signals are generated by RF pulses L1, L2, and L3 whose time intensity integral values are adjusted so that the flip angles are 90 °, 180 °, and 180 °, respectively. It is. The application timing is t _loc2 = t _loc1 + t _loc3 . In addition, an STE (Stimulated Echo) method including three 90 ° pulses is also used as a local excitation sequence. Gs1, Gs2, and Gs3 applied simultaneously with the RF pulses L1, L2, and L3 are slice selective gradient magnetic fields for determining a region for observing a magnetic resonance signal. Gsp1 and Gsp2 are gradient magnetic fields for spoiling unnecessary signals.
[0009]
MRSI can be performed by applying the phase encoding gradient magnetic field of Genc1 and Genc2 and changing the intensity for each data acquisition. When Genc1 and Genc2 are not applied, MRS of a single voxel for observing a magnetic resonance signal from a single region determined by Gsl1, Gsl2, and Gsl3 becomes possible. For s1, s2, and s3, any of the spatial axes of x, y, and z can be selected according to the acquisition site, and oblique collection is also possible by selecting a plurality of slice selection gradient magnetic fields. Also, the application intensity, application time, and application axis are selected for each MRI apparatus so that the spoil gradient magnetic field is sufficiently spoiled with unnecessary signals.
[0010]
According to the above method, in ¹ H-MRS, a good spectrum can be acquired even when the fat signal is in the vicinity of the target region. Although there is a method of fixing the flip angle α of the third CHESS pulse P3 in the water signal suppression section _tchess without adjusting the water relaxation time as known, the relaxation time differs depending on the tissue (particularly the lesion site). In addition, adjustment is necessary to obtain an accurate flip angle.
[0011]
There is a manual method to minimize the water signal while changing the transmission power, but there are problems such as long adjustment time and differences depending on the operator. While collecting the flip angle α of the third pulse P3 of water suppression, ¹ H-MRS data is collected according to the sequence of FIG. 4, and α is obtained from a graph in which the horizontal axis is the flip angle and the vertical axis is the water signal intensity. In this case as well, a relatively long time of “number of times the flip angle is shaken” × “repetition time TR” is required for the adjustment.
[0012]
In the case of automatic, in a structure with a long T1, if the short repetition time TR (usually 1,500 to 3,000 msec in the case of measurement of ¹ H-MRS), relaxation of longitudinal magnetization is insufficient. Therefore, there is a problem that an accurate flip angle α cannot be obtained. In order to obtain an accurate flip angle for a tissue having a long T1, it is necessary to extend TR to 6,000 or more only at the time of adjustment, but it takes extra adjustment time. Usually, in the case of a single voxel, two or more types of ¹ H-MRS examinations are performed on the healthy side and the affected side, and the flip angle adjustment for water suppression is performed each time.
[0013]
As described above, when ¹ H-MRS is performed in the conventional magnetic resonance imaging apparatus, there is a drawback in that it takes an adjustment time to accurately obtain the flip angle α of the water suppression CHESS pulse P3.
[0014]
[Problems to be solved by the invention]
An object of the present invention is to efficiently determine the flip angle of a CHESS pulse for water suppression.
[0015]
[Means for Solving the Problems]
The present invention provides a magnetic resonance diagnostic apparatus that applies an RF pulse and a gradient magnetic field pulse to a subject placed in a static magnetic field and collects magnetic resonance signals from a desired metabolite in a region of interest. An RF pulse applying means for applying an RF pulse to suppress unnecessary signals, a gradient magnetic field pulse applying means for applying a gradient magnetic field pulse for phase dispersion of a magnetic resonance signal excited by the RF pulse, A calculator that calculates an intensity time integral value of the RF pulse from an image value of a magnetic resonance image including the region of interest, and a locator image collected for setting the region of interest and T1 in the magnetic resonance image An enhanced image and a T2 enhanced image are included .
[0016]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
In the following, a preferred embodiment of the device according to the present invention will be described with reference to the drawings.
[0017]
FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of the magnetic resonance imaging apparatus according to the present embodiment. In the figure, a static magnetic field magnet 201 is driven by an excitation power source 202, and a main gradient coil group 203 and a shield coil group 204 are driven by a gradient coil power source 205. As a result, a uniform static magnetic field and a gradient magnetic field having a linear magnetic field gradient in three directions orthogonal to each other are applied to the subject 206. The main gradient coil group 203 and the shield coil group 204 may be connected in series and connected to a common gradient coil power source 205, or may be connected to a plurality of gradient coil power sources 205 for each of the upper, lower, left, and right coil elements to be divided and driven. May be.
[0018]
The eddy magnetic field time response compensation input signal is generated by the eddy compensation circuit 207. The shim coil group 208 is driven by a shim coil power source 209 to adjust the uniformity of the static magnetic field. The transmission unit 210 outputs a high-frequency signal. This high-frequency signal is sent to the probe 211, and a high-frequency magnetic field is applied to the subject 206. At this time, the probe 211 may be provided for both transmission and reception or separately for transmission and reception. Further, a high frequency shield 212 is disposed between the probe 211 and the main coil group 203.
[0019]
The magnetic resonance signal received by the probe 211 is detected by the receiving unit 213, transferred to the data collecting unit 214, and sent to the computer 215. The gradient coil power source 205, shim coil power source 209, transmission unit 210, reception unit 213, and data collection unit 214 are all controlled by the sequence controller 216. The system controller 216 is controlled by the computer 215 and the computer 215. Is controlled by the input device 217. The calculator 215 performs Fourier transform or the like of the data sent from the data collection unit 214 to generate an MRS of the desired compound inside the subject, and calculates the flip angle α of the third CHESS pulse P3 in the water signal suppression section. Processing for determination is also performed. Details of this processing will be described later. The obtained spectrum is displayed on the image display 218.
[0020]
2 (a), 2 (b), and 2 (c) are images of ¹ H-MRS used for determining the flip angle α of the CHESS pulse for water suppression in the first embodiment of the present invention. It is a plan image. The present embodiment is characterized in that the CHESS pulse flip angle is obtained from three types of images obtained by three different types of sequences taken before ¹ H-MRS imaging.
[0021]
Usually, when performing inspection of ¹ H-MRS, imaging is performed in advance in order to identify a region of interest (hereinafter referred to as ROI) in ¹ H-MRS. Normally, a locator image 101 (FIG. 1A) using a gradient echo is taken, and a T1-weighted image 102 (FIG. 1B) and a T2-weighted image 103 (FIG. 1C) are obtained by a spin echo method. The images 102 and 103 are, for example, axial images that slice a portion of the ventricle, and 101 is a sagittal image. The flip angle α of the CHESS pulse is determined from these images.
[0022]

Reference numerals

104, 105, and 106 denote ROIs for acquiring ¹ H-MRS, that is, regions excited by Gsl1, Gsl2, and Gsl3 in FIG. Reference numerals 107, 108, and 109 denote reference areas for calculating the flip angle. When determining the ROI, the user sets the ROI 106 to a lesion site such as a tumor with respect to any one of the images 101 to 103, for example, the image 103 by the input device 217.
[0023]
The reference area 109 is set by the user using the input device 217 so that the other two images 101 and 102 both include the ROI 106. Alternatively, the computer 215 may perform control so that the reference area 109 is included in the other two images 101 and 102. In this way, the reference region 109 is set in the brain parenchyma where the relaxation time is known.
[0024]
Here, the average values of the pixels in the

ROIs

104, 105, and 106 are a1, a2, and a3, respectively, and the average values of the pixels in the reference regions 107, 108, and 109 are b1, b2, and b3, respectively. If images 101-103 are collected in multiple cross-sections, each adjacent image (provided that these images are included in the ROI and reference region) is also used to When the average value is obtained, the accuracy of the flip angle α obtained in the following is improved.
[0025]
Hereinafter, a method for obtaining the flip angle α using the pixel values a1, a2, a3, b1, b2, and b3 will be described. The signal intensity I of the spin echo method with the echo time TE and the repetition time TR is expressed by the following equation (1), where M is the proton density, T1 is the longitudinal relaxation time of the tissue, and T2 is the lateral relaxation time.
[0026]
[Expression 1]

[0027]
The change dI of the signal intensity when dT1, dT2, and dM change in another tissue with respect to the relaxation time T1, T2 and proton density M of the reference tissue is Elster AD (J Comput Assist Tomogr 12: 130 , 1988), it is expressed by the following equation (2).
[0028]
[Expression 2]

[0029]
Here, S _T1 , S _T2 , and S _M are expressed by the following equations (3) to (5).
[0030]
[Equation 3]

[0031]
The flip angle θ, the echo time TE, the repetition time TR, and the gradient echo signal intensity I are expressed by the following equation (6), where M is the proton density, T is the longitudinal relaxation time of the tissue, and T2 is the lateral relaxation time. .
[0032]
[Expression 4]

[0033]
The change dI in signal intensity when T1, T2, and M are changed by dT1, dT2, and dM, respectively, is expressed by the following equation (7) as in the spin echo method.
[0034]
[Equation 5]

[0035]
Here _{_G} _T1, _G _T2, _G _M is expressed by the following equation (8) to (10).
[0036]
[Formula 6]

[0037]
As described above, the reference regions 107 to 109 are set in the brain parenchyma, and these relaxation times T1 and T2 are known as described in many documents. This is a solution for obtaining a change in relaxation time and proton density for the reference regions 107 to 109 of the ROIs 104 to 106.
[0038]
The desired solutions dT1 / T1, dT2 / T2, and dM / M are set as xx, yy, and zz, respectively. For determining the a reference _{_{T1, T2, G T1, G}} T2, G M to the image 101, and Motomari is _{_S} _T1, _S _T2, _S _M for ROI102,103, these A11, A12, A13, A21, A22, When A23, A31, A32, and A33 are substituted into the equations (7) and (2), the following one-dimensional simultaneous equations (11) to (13) are established.
[0039]
[Expression 7]

[0040]
By solving the simultaneous equations, the longitudinal relaxation time T1 ′ of the ROI can be obtained as T1 + dT1.
[0041]
Therefore, if the time from the center application time of the third CHESS pulse P3 in the water signal suppression interval to the center application time of the local excitation pulse L1 is t, the flip angle α of the third CHESS pulse P3 is expressed by the following equation (14). ).
[0042]
[Equation 8]

[0043]
When the relationship between pulse intensity and time is approximated linearly, α is expressed by the following equation (15).
[0044]
[Equation 9]

[0045]
As described above, since the optimum value of the flip angle or a value close thereto can be obtained from the three images, the ¹ H-MRS data while swinging the flip angle α of the third pulse P3 for water suppression as in the prior art. Rather than repeating the collection, the flip angle α of the CHESS pulse P3 for water suppression can be determined more efficiently.
[0046]
FIG. 3 is a diagram showing an imaging plan image of ¹ H-MRS showing the second embodiment of the present invention. It shows that the flip angle of the CHESS pulse when the presat is applied and the flip angle of the presat pulse are obtained from images obtained by three different types of sequences photographed before the ¹ H-MRS photographing. FIG. 4 is a pulse sequence diagram of a conventional example, but is used in the description of the present invention.
[0047]
Next, the second embodiment will be described in detail. 3A is a locator image, 302 in FIG. 3B is a T1-weighted image by the spin echo method, and 303 in FIG. 3C is a T2-weighted image by the spin echo method.

Reference numerals

304, 305, and 306 denote regions of interest excited by Gsl1, Gsl2, and Gsl3 in the sequence of FIG. 4, and

reference numerals

307, 308, and 309 denote reference regions for calculating the flip angle. The dotted line portions ₃₁₀ to 315 are presat regions selected by the slice selection RF pulses P4 and P5 and the gradient magnetic fields G4 and G6 in the section tpresat. The solid line regions 310 to 315 are regions for taking the average value of the pixels in the following calculation. The solid line portions 304 to 309 and 310 to 315 are designated by the user through a graphical interface. The average values of the pixels in the

reference areas

307, 308, and 309 are b1, b2, and b3, respectively, and the average values of the pixels in the

ROIs

310, 311, and 312 are a1, a2, and a3.
[0048]
Using the known relaxation times T1 and T2 for the brain parenchyma in the reference regions 307 to 309, the relaxation times of ROI 310 to 312 are set as T1 + dT1, T2 + dT2, the proton density is set as M + dM, and images 301 to 303 are first images. If it is obtained by TE, TR, and θ used in the description of the embodiment, the presat flip angle α is obtained by the equations (14) to (15) as in the first embodiment. However, t in the equations (14) and (15) represents the time from the center application time of the presaturation pulse P4 to the center application time of the local excitation pulse L1.
[0049]
The strength of the second presat flip angle can be obtained in the same manner. Also, the flip angle of the water suppression pulse can be obtained in the same manner as in the first embodiment. In the second embodiment, ¹ H-MRS has been described. However, the present invention can be applied to the case where fat suppression using a CHESS pulse is performed in the abdomen or the like and the case where the flip angle of the fat suppression pulse is obtained. In this case, it is necessary to designate the substantial part of the abdomen as a reference substance and use the relaxation time of the abdominal substantial part as the relaxation time. In the above two embodiments, the CHESS or presaturation flip angle is obtained from three types of images: a sagittal image by the gradient echo method, a T1-weighted axial image by the spin echo method, and a T2-weighted axial image, but TR, TE (gradient echo) In the method, any slice image obtained in any sequence may be used as long as TR, TE, θ) are different.
[0050]
However, the ROI and the reference area need to be included in the image. In addition, when images are acquired using four or more types of sequences, it is preferable to use three images having a high SNR because the accuracy of determination increases. Further, in the above-described two embodiments, the embodiments relating to ¹ H-MRS have been described only with the single voxel method based on the spin echo method, but the present invention can also be applied to the multi-voxel method. Further, the pulse sequence after CHESS can be applied to any sequence.
[0051]
Further, CHESS or presat flip angle can be obtained from two types of images or one type of image instead of three types of images. For example, the case of obtaining from images 101 and 102 in the case of FIG. 2 will be described. If 101 is a gradient echo image with a short TE, equation (9) may be approximated to 0, and the term A12 in equation (11) is 0. If 102 is a T1-weighted image by a spin echo method with a sufficiently short TE, Equation (4) may be approximated to 0, and the term A22 in Equation (12) is 0. That is, Equations (11) and (12) are two-dimensional simultaneous equations with xx and zz as parameters, and a desired relaxation time T1 ′ can be obtained, and a desired α is obtained from Equations (14) to (15). be able to. In this way, the flip angle α can be obtained from images of any two sequences having a short TE. If a short sequence of TE is used and the proton density is substantially constant in the brain parenchyma and the region of interest, α can be obtained from a single image. That is, if the second term and the third term of Equation (12) are approximated to 0, T1 ′ can be obtained from one type of image, and a desired α can be obtained from Equations (14) to (15). In addition, in the method of obtaining α from these one or two images, the reference region is designated and the relaxation time of the reference region is known, but the flip angle at which the water signal in a certain region is minimized is determined by the conventional method. The ROI α may be obtained by any one of the above methods. For example, when α ′ is obtained by a conventional method in which the flip angle is swung by several degrees with respect to the region 107 to 109, the relaxation time T1 of this region is expressed by the following equation.
T1 = t / ln (1-cos (α ′))
Using this value, α can be obtained from one or two images in the same manner as described above. In the above two embodiments, the reference area is designated for the ROI. However, the pixel value may be obtained using the entire image as the reference area without designating the reference area. In this case, it is necessary to extract the contour and obtain the average value of the images.
[0052]
The present invention is not limited to the above-described embodiments, and various modifications can be made without departing from the scope of the invention at the stage of implementation. Furthermore, the above embodiment includes various stages, and various inventions can be extracted by appropriately combining a plurality of disclosed constituent elements. For example, some constituent requirements may be deleted from all the constituent requirements shown in the embodiment.
[0053]
【The invention's effect】
According to the present invention, the flip angle of the water suppression pulse in ¹ H-MRS can be accurately obtained inside the computer from an image obtained in advance, and the adjustment time for obtaining the flip angle can be omitted.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing three types of ¹ H-MRS plan images used in the flip angle calculation method according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 3 is a diagram showing three types of ¹ H-MRS plan images used in the flip angle calculation method according to the second embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a diagram showing a general pulse sequence of MRS.
[Explanation of symbols]
101 ... head sagittal image,
102 ... head axial image (T1-weighted image),
103 ... head axial image (T2-weighted image),
104 ... ¹ H-MRS ROI,
105 ... ¹ H-MRS ROI,
106 ... ¹ H-MRS ROI,
107: Reference area,
108: Reference area,
109 ... Reference area,
201 ... a static magnetic field magnet,
202 ... Excitation power source,
203: Gradient coil,
204 ... Shield coil,
205 ... Power supply for the gradient magnetic field coil,
206 ... Subject,
207 ... Eddy compensation circuit,
208 ... shim coil,
209 ... Power supply for shim coil,
210 ... transmission unit,
211 ... RF coil,
212 ... high frequency shield,
213... Receiver
214 ... Data collection unit,
215: Calculator,
216 ... Sequence controller,
217 ... Input device,
218 ... display,
301 ... head sagittal image,
302 ... head axial image (T1-weighted image),
303 ... Head axial image (T2-weighted image),
304 ... ¹ H-MRS ROI,
305 ... ¹ H-MRS ROI,
306 ... ¹ H-MRS ROI,
307: Reference area,
308 ... Reference area,
309 ... reference area,
310 ... Presat region,
311 ... Presat region,
312 ... Presat region,
313 ... Presat region,
314 ... Presat region,
315: Presat area.

Claims

In a magnetic resonance diagnostic apparatus that applies an RF pulse and a gradient magnetic field pulse to a subject placed in a static magnetic field and collects magnetic resonance signals from a desired metabolite in a region of interest.
RF pulse applying means for applying an RF pulse to suppress unnecessary signals in the subject;
A gradient magnetic field pulse applying means for applying a gradient magnetic field pulse for phase dispersion of the magnetic resonance signal excited by the RF pulse;
A calculator that calculates an intensity-time integral value of the RF pulse from an image value of a magnetic resonance image including the region of interest;
The magnetic resonance diagnostic apparatus, wherein the magnetic resonance image includes a locator image, a T1-weighted image, and a T2-weighted image collected for setting the region of interest.

In a magnetic resonance diagnostic apparatus that applies an RF pulse and a gradient magnetic field pulse to a subject placed in a static magnetic field and collects magnetic resonance signals from a desired metabolite in a region of interest.
RF pulse applying means for applying an RF pulse to suppress unnecessary signals in the subject;
A gradient magnetic field pulse applying means for applying a gradient magnetic field pulse for phase dispersion of the magnetic resonance signal excited by the RF pulse;
A calculator that calculates an intensity-time integral value of the RF pulse from an image value of a magnetic resonance image including the region of interest;
The calculator calculates a relaxation time change and a proton density change of the region of interest with respect to the relaxation time of the reference region based on a pixel value of the region of interest and a pixel value of a reference region whose relaxation time is known. A magnetic resonance diagnostic apparatus.

In a magnetic resonance diagnostic apparatus that applies an RF pulse and a gradient magnetic field pulse to a subject placed in a static magnetic field and collects magnetic resonance signals from a desired metabolite in a region of interest.
RF pulse applying means for applying an RF pulse to saturate a magnetic resonance resonance signal generated from outside the region to be diagnosed in the subject;
A gradient magnetic field pulse applying means for applying a gradient magnetic field pulse for phase dispersion of the magnetic resonance signal excited by the RF pulse;
A calculator that calculates an intensity-time integral value of the RF pulse from an image value of a magnetic resonance image including the region of interest;
The magnetic resonance diagnostic apparatus, wherein the magnetic resonance image includes a locator image, a T1-weighted image, and a T2-weighted image collected for setting the region of interest .

In a magnetic resonance diagnostic apparatus that applies an RF pulse and a gradient magnetic field pulse to a subject placed in a static magnetic field and collects magnetic resonance signals from a desired metabolite in a region of interest.
RF pulse applying means for applying an RF pulse to saturate a magnetic resonance resonance signal generated from outside the region to be diagnosed in the subject;
A gradient magnetic field pulse applying means for applying a gradient magnetic field pulse for phase dispersion of the magnetic resonance signal excited by the RF pulse;
A calculator that calculates an intensity-time integral value of the RF pulse from an image value of a magnetic resonance image including the region of interest;
The calculator calculates a relaxation time change and a proton density change of the region of interest with respect to the relaxation time of the reference region based on a pixel value of the region of interest and a pixel value of a reference region whose relaxation time is known. A magnetic resonance diagnostic apparatus.