JPH1176191A - 磁気共鳴診断装置 - Google Patents
磁気共鳴診断装置Info
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- JPH1176191A JPH1176191A JP9243649A JP24364997A JPH1176191A JP H1176191 A JPH1176191 A JP H1176191A JP 9243649 A JP9243649 A JP 9243649A JP 24364997 A JP24364997 A JP 24364997A JP H1176191 A JPH1176191 A JP H1176191A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 スペクトルの位相歪を正確に検出し、位相補
正の精度を向上させる。 【解決手段】 シーケンス制御手段は、少なくとも１方
向の傾斜磁場の勾配極性を周期的に反転させて印加する
動作と、磁気共鳴信号を検出する動作とを、同時に実行
する機能を有し、演算手段は、水あるいは水および脂肪
の信号を含むケミカルシフト画像を取得した計測の後、
検出した磁気共鳴信号から水あるいは水および脂肪の信
号を各画素毎に抽出し、抽出した信号の位相値に基づき
各画素におけるスペクトル全域の位相歪を推定し、水お
よび脂肪の信号を抑圧した画像を取得した計測の後、前
記各画素におけるスペクトル全域の位相歪をを用いて、
該計測で取得したケミカルシフト画像の位相歪補正を行
う機能を有する。スペクトルの位相歪の無いケミカルシ
フト画像を提供する。
正の精度を向上させる。 【解決手段】 シーケンス制御手段は、少なくとも１方
向の傾斜磁場の勾配極性を周期的に反転させて印加する
動作と、磁気共鳴信号を検出する動作とを、同時に実行
する機能を有し、演算手段は、水あるいは水および脂肪
の信号を含むケミカルシフト画像を取得した計測の後、
検出した磁気共鳴信号から水あるいは水および脂肪の信
号を各画素毎に抽出し、抽出した信号の位相値に基づき
各画素におけるスペクトル全域の位相歪を推定し、水お
よび脂肪の信号を抑圧した画像を取得した計測の後、前
記各画素におけるスペクトル全域の位相歪をを用いて、
該計測で取得したケミカルシフト画像の位相歪補正を行
う機能を有する。スペクトルの位相歪の無いケミカルシ
フト画像を提供する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴診断装置
に係り、特にケミカルシフトに関する情報の空間分布を
測定するのに好適な装置に関するものである。
に係り、特にケミカルシフトに関する情報の空間分布を
測定するのに好適な装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴診断装置は、静磁場中に置かれ
た被検体に対し、特定周波数の高周波磁場を照射するこ
とにより、磁気共鳴現象を引き起こし、前記被検体から
発生する磁気共鳴信号を利用して、物理的・化学的情報
を取得することができる。現在、広く普及している磁気
共鳴イメージング(Magnetic Resonance Imaging 以下、
MRIと略す)は、被検体中（主に水分子に含まれる）の水
素原子核の密度分布を反映した画像を取得している。ま
た、水素原子核を含む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（以下、ケミカルシフトと呼
ぶ）を手掛かりに、分子ごとの信号を分離する方法を、
プロトン磁気共鳴スペクトロスコピ−(1H-Magnetic Res
onance Spectroscopy 以下、1H-MRSと略す)と呼び、特
定領域を対象にする場合、localized MRSあるいはsingl
e-voxel MRSと呼んでいる。従来から1H-MRSを用いた臨
床研究が行われているが、スペクトルの解析に専門知識
が必要とされることや、1回の測定で1点の情報しか得ら
れないなどの理由により、臨床に応用されるには到って
いない。これに対しプロトン磁気共鳴スペクトロスコピ
ックイメ−ジング（1H-Magnetic Resonance Spectrosco
pic Imaging 以下、1H-MRSIと略す、また、multi-voxel
MRSとも呼ばれる)では、多数の画素のスペクトルを同
時に取得し、分子ごとに画像化を行うことができるた
め、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。
た被検体に対し、特定周波数の高周波磁場を照射するこ
とにより、磁気共鳴現象を引き起こし、前記被検体から
発生する磁気共鳴信号を利用して、物理的・化学的情報
を取得することができる。現在、広く普及している磁気
共鳴イメージング(Magnetic Resonance Imaging 以下、
MRIと略す)は、被検体中（主に水分子に含まれる）の水
素原子核の密度分布を反映した画像を取得している。ま
た、水素原子核を含む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（以下、ケミカルシフトと呼
ぶ）を手掛かりに、分子ごとの信号を分離する方法を、
プロトン磁気共鳴スペクトロスコピ−(1H-Magnetic Res
onance Spectroscopy 以下、1H-MRSと略す)と呼び、特
定領域を対象にする場合、localized MRSあるいはsingl
e-voxel MRSと呼んでいる。従来から1H-MRSを用いた臨
床研究が行われているが、スペクトルの解析に専門知識
が必要とされることや、1回の測定で1点の情報しか得ら
れないなどの理由により、臨床に応用されるには到って
いない。これに対しプロトン磁気共鳴スペクトロスコピ
ックイメ−ジング（1H-Magnetic Resonance Spectrosco
pic Imaging 以下、1H-MRSIと略す、また、multi-voxel
MRSとも呼ばれる)では、多数の画素のスペクトルを同
時に取得し、分子ごとに画像化を行うことができるた
め、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。
【０００３】本発明は、前記1H-MRSIで得られる複素磁
気共鳴スペクトルの位相を修正する位相歪補正法に関す
るものである。位相歪を大別すると、（１）装置由来
（検出器およびフィルタ等の特性に依存）の０次位相回
り、（２）化学シフト由来（磁気共鳴信号発生時刻と該
信号検出のタイミングに依存）の１次位相回りからな
り、静磁場不均一等の影響を受け、各画素毎に異なる位
相歪を有する。従来の1H-MRSIにおける位相歪補正法で
は、微少な各種代謝物質の信号を捕らえるために、巨大
な水信号および脂肪信号を予め抑圧し、得られた代謝物
質のスペクトルから位相歪を推定し、補正が行われてい
た。通常、少なくとも２つ以上の代謝物質の信号の位相
から、最小２乗法等により各画素毎の位相回りを推定し
ていた。図９は、従来の1H-MRSIにおける位相歪補正法
の一例である。図９(ａ)のMRI（プロトン密度分布像）
に対応する1H-MRSI（multi-voxel MRS）を示しているの
が図９(ｂ)であり、ある一つの画素（斜線部）のスペク
トルを示しているのが図９(ｃ)である。図１０(ａ)は、
図９(ｃ)のスペクトルの吸収波形（実部＝real part、
以下、Reと略す）と分散波形（虚部＝imaginary part、
以下、Imと略す）を表している。各ピーク位置での位相
は、 φ(fi) = Tan-1 (Im(fi)/Re(fi)) で決まり、ここでφ(fi)は、共鳴周波数fiをピークとす
る信号の位相値で、 Im(fi)とRe(fi)はそれぞれ共鳴周
波数fiの複素磁気共鳴スペクトルの虚部と実部である。
図１０の３つのピーク（コリン、クレアチンおよびＮＡ
Ａ）の位相値（φ(f1)、φ(f2)、φ(f3)、黒丸で示す）
に対して、最小２乗最適化法を用いた多項式近似を行う
ことにより、スペクトル全域に渡る位相回りを推定する
ことができる。すなわち、多項式 φ = φ0 + fi×φ1 + fi2×φ2 + ... の、φ(f1)、φ(f2)、φ(f3)に対する最小２乗近似によ
り、係数φ0、φ1、φ2...を決定することができる。図
１０の曲線ｌは、前記近似により得られた位相変動を表
している。このようにして推定した位相回りを用いて、
スペクトル全域に渡る全信号の位相歪を補正することが
できる（各信号の位相回りを０にする）。全画素のスペ
クトルに対して、同様の補正を行うことにより、位相歪
のないMRSI(multi-voxel MRSI)を取得することが可能と
なる。
気共鳴スペクトルの位相を修正する位相歪補正法に関す
るものである。位相歪を大別すると、（１）装置由来
（検出器およびフィルタ等の特性に依存）の０次位相回
り、（２）化学シフト由来（磁気共鳴信号発生時刻と該
信号検出のタイミングに依存）の１次位相回りからな
り、静磁場不均一等の影響を受け、各画素毎に異なる位
相歪を有する。従来の1H-MRSIにおける位相歪補正法で
は、微少な各種代謝物質の信号を捕らえるために、巨大
な水信号および脂肪信号を予め抑圧し、得られた代謝物
質のスペクトルから位相歪を推定し、補正が行われてい
た。通常、少なくとも２つ以上の代謝物質の信号の位相
から、最小２乗法等により各画素毎の位相回りを推定し
ていた。図９は、従来の1H-MRSIにおける位相歪補正法
の一例である。図９(ａ)のMRI（プロトン密度分布像）
に対応する1H-MRSI（multi-voxel MRS）を示しているの
が図９(ｂ)であり、ある一つの画素（斜線部）のスペク
トルを示しているのが図９(ｃ)である。図１０(ａ)は、
図９(ｃ)のスペクトルの吸収波形（実部＝real part、
以下、Reと略す）と分散波形（虚部＝imaginary part、
以下、Imと略す）を表している。各ピーク位置での位相
は、 φ(fi) = Tan-1 (Im(fi)/Re(fi)) で決まり、ここでφ(fi)は、共鳴周波数fiをピークとす
る信号の位相値で、 Im(fi)とRe(fi)はそれぞれ共鳴周
波数fiの複素磁気共鳴スペクトルの虚部と実部である。
図１０の３つのピーク（コリン、クレアチンおよびＮＡ
Ａ）の位相値（φ(f1)、φ(f2)、φ(f3)、黒丸で示す）
に対して、最小２乗最適化法を用いた多項式近似を行う
ことにより、スペクトル全域に渡る位相回りを推定する
ことができる。すなわち、多項式 φ = φ0 + fi×φ1 + fi2×φ2 + ... の、φ(f1)、φ(f2)、φ(f3)に対する最小２乗近似によ
り、係数φ0、φ1、φ2...を決定することができる。図
１０の曲線ｌは、前記近似により得られた位相変動を表
している。このようにして推定した位相回りを用いて、
スペクトル全域に渡る全信号の位相歪を補正することが
できる（各信号の位相回りを０にする）。全画素のスペ
クトルに対して、同様の補正を行うことにより、位相歪
のないMRSI(multi-voxel MRSI)を取得することが可能と
なる。
【０００４】なお、ここで図９及び図１０のスペクトル
には、抑圧しきれなかった水および脂肪の信号が残留し
ているが、この信号は高周波磁場あるいは静磁場強度の
不均一による歪を生じているため、位相回りの推定に用
いることはできなかった。
には、抑圧しきれなかった水および脂肪の信号が残留し
ているが、この信号は高周波磁場あるいは静磁場強度の
不均一による歪を生じているため、位相回りの推定に用
いることはできなかった。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】従来の1H-MRSIにおけ
る位相歪補正法では、微少な代謝物質の信号から位相歪
を推定していたため、推定値が誤差を含みやすいという
問題があった。本発明の目的は、各画素におけるスペク
トルの位相歪を正確に検出し、位相補正の精度を向上さ
せることにある。
る位相歪補正法では、微少な代謝物質の信号から位相歪
を推定していたため、推定値が誤差を含みやすいという
問題があった。本発明の目的は、各画素におけるスペク
トルの位相歪を正確に検出し、位相補正の精度を向上さ
せることにある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】本発明では、前記目的を
達成するために、下記２種類の計測を行う。
達成するために、下記２種類の計測を行う。
【０００７】計測１：水あるいは水および脂肪の信号を
抑圧せずに、1H-MRSIを計測する。
抑圧せずに、1H-MRSIを計測する。
【０００８】計測２：水および脂肪の信号を抑圧して、
1H-MRSIを計測する（通常の計測）。
1H-MRSIを計測する（通常の計測）。
【０００９】次に、前記計測１で得られた水あるいは水
および脂肪の信号を用いて、各画素の位相歪の推定を行
い、該推定によって得られた位相補正値に基づき、前記
計測２で得られた代謝物質のスペクトルの位相補正を行
う。
および脂肪の信号を用いて、各画素の位相歪の推定を行
い、該推定によって得られた位相補正値に基づき、前記
計測２で得られた代謝物質のスペクトルの位相補正を行
う。
【００１０】特に、上記２種類の計測を行うことによ
り、全体の計測時間が増大してしまうが、MRIで用いら
れている超高速撮影技術のエコープラナー法を応用した
エコープラナーMRSIで計測することにより計測時間を短
縮する。
り、全体の計測時間が増大してしまうが、MRIで用いら
れている超高速撮影技術のエコープラナー法を応用した
エコープラナーMRSIで計測することにより計測時間を短
縮する。
【００１１】
【発明の実施の形態】図２に、本発明が適用される磁気
共鳴イメ−ジング装置の構成例を示す。被検体１は、静
磁場発生マグネット２により生成される静磁場および傾
斜磁場発生コイル３により生成される異なる３方向の傾
斜磁場が印加される空間に置かれる。各コイルに流す電
流を変化させることにより、該静磁場の均一度を調整す
ることのできるシムコイル１１を備えている場合もあ
る。該被検体１に対し、プロ−ブ４により生成される高
周波磁場を照射し磁気共鳴現象を生じさせ、該被検体１
から発生する磁気共鳴信号を該プロ−ブ４により検出す
る。演算装置５を用いて、該信号から画像情報を生成
し、ディスプレイ６に表示させる。該シムコイル１１の
駆動用電源部１２、傾斜磁場発生コイル３の駆動用電源
部７、送信器８および受信器９は、シ−ケンス制御装置
１０により制御される。また必要に応じて、記憶媒体１
３に測定条件、計測信号等を記憶させる。
共鳴イメ−ジング装置の構成例を示す。被検体１は、静
磁場発生マグネット２により生成される静磁場および傾
斜磁場発生コイル３により生成される異なる３方向の傾
斜磁場が印加される空間に置かれる。各コイルに流す電
流を変化させることにより、該静磁場の均一度を調整す
ることのできるシムコイル１１を備えている場合もあ
る。該被検体１に対し、プロ−ブ４により生成される高
周波磁場を照射し磁気共鳴現象を生じさせ、該被検体１
から発生する磁気共鳴信号を該プロ−ブ４により検出す
る。演算装置５を用いて、該信号から画像情報を生成
し、ディスプレイ６に表示させる。該シムコイル１１の
駆動用電源部１２、傾斜磁場発生コイル３の駆動用電源
部７、送信器８および受信器９は、シ−ケンス制御装置
１０により制御される。また必要に応じて、記憶媒体１
３に測定条件、計測信号等を記憶させる。
【００１２】図３は、本発明で使用する、高速にケミカ
ルシフト画像が得られる高速MRSI法の一手法である、特
開昭６１−１３１４３等に記載された松井らによる提案
のエコープラナーMRSIのパルスシ−ケンスの一例であ
る。このパルスシ−ケンスでは、まず初めに、スライス
選択用の第１の傾斜磁場Ｇｓ１と９０°パルスと呼ばれ
る第１の高周波磁場ＲＦ１を同時に印加することによ
り、選択スライス内の核磁化だけを回転（励起）させ
る。次に、Ｔｅ／２後にスライス選択用の第２の傾斜磁
場Ｇｓ２と１８０°パルスと呼ばれる第２の高周波磁場
ＲＦ２を同時に印加し、前記９０°パルスによって励起
されていた核スピンを１８０°反転させることにより、
さらにＴｅ／２後の時点を中心とするエコ−信号Ｓｉｇ
を発生させる。そして、該エコ−信号Ｓｉｇを計測する
際に、傾斜磁場Ｇｘの勾配を周期的に反転させたリ−ド
アウト用の傾斜磁場Ｇｒを印加することにより、Ｘ軸方
向の空間情報を含む連続的なエコ−信号（以下、エコ−
トレイン信号と呼ぶ）を発生させることができる。な
お、Ｙ軸方向の空間情報は、位相エンコ−ド用の傾斜磁
場Ｇｅにより該エコ−信号Ｓｉｇに付加される。そし
て、前記Ｇｅの勾配を段階的に変化させ、磁化の励起お
よび信号の計測を繰返し時間Ｔｒで繰り返す。得られた
一連の信号に対し、３次元逆フ−リエ変換を施すことに
より、ケミカルシフト画像を得ることができる。このエ
コープラナーMRSIを用いれば、現在、最も一般的なMRSI
として知られている3 Dimensional Chemical Shift Ima
ging（以下、3D-CSIと略す）に比べ、測定の次元を１次
元減少させることができ、高速化が可能となる。これ
は、１回の磁化の励起および信号の計測で取得できるエ
コ−トレイン信号から、ケミカルシフト情報とＸ軸方向
の空間情報を含む２次元情報を同時抽出できるためであ
る。
ルシフト画像が得られる高速MRSI法の一手法である、特
開昭６１−１３１４３等に記載された松井らによる提案
のエコープラナーMRSIのパルスシ−ケンスの一例であ
る。このパルスシ−ケンスでは、まず初めに、スライス
選択用の第１の傾斜磁場Ｇｓ１と９０°パルスと呼ばれ
る第１の高周波磁場ＲＦ１を同時に印加することによ
り、選択スライス内の核磁化だけを回転（励起）させ
る。次に、Ｔｅ／２後にスライス選択用の第２の傾斜磁
場Ｇｓ２と１８０°パルスと呼ばれる第２の高周波磁場
ＲＦ２を同時に印加し、前記９０°パルスによって励起
されていた核スピンを１８０°反転させることにより、
さらにＴｅ／２後の時点を中心とするエコ−信号Ｓｉｇ
を発生させる。そして、該エコ−信号Ｓｉｇを計測する
際に、傾斜磁場Ｇｘの勾配を周期的に反転させたリ−ド
アウト用の傾斜磁場Ｇｒを印加することにより、Ｘ軸方
向の空間情報を含む連続的なエコ−信号（以下、エコ−
トレイン信号と呼ぶ）を発生させることができる。な
お、Ｙ軸方向の空間情報は、位相エンコ−ド用の傾斜磁
場Ｇｅにより該エコ−信号Ｓｉｇに付加される。そし
て、前記Ｇｅの勾配を段階的に変化させ、磁化の励起お
よび信号の計測を繰返し時間Ｔｒで繰り返す。得られた
一連の信号に対し、３次元逆フ−リエ変換を施すことに
より、ケミカルシフト画像を得ることができる。このエ
コープラナーMRSIを用いれば、現在、最も一般的なMRSI
として知られている3 Dimensional Chemical Shift Ima
ging（以下、3D-CSIと略す）に比べ、測定の次元を１次
元減少させることができ、高速化が可能となる。これ
は、１回の磁化の励起および信号の計測で取得できるエ
コ−トレイン信号から、ケミカルシフト情報とＸ軸方向
の空間情報を含む２次元情報を同時抽出できるためであ
る。
【００１３】以下、本発明の実施の形態例について説明
を行う。まず、第１の計測として、図２のエコープラナ
ーMRSIシーケンスを用いて、水信号、脂肪信号を抑圧せ
ずに、1H-MRSIの計測を行う。次に、第２の計測とし
て、水および脂肪の信号を抑圧して、1H-MRSIを計測す
る。この第２の計測では、前記エコープラナーMRSIシー
ケンスの直前に、マグネティックレゾナンスイメージン
グ第10巻：第315-319頁（1992年）記載のOVS(Outer Vol
ume Saturation)と呼ばれる方法による脂肪信号の抑圧
と（図４(a)）、特開昭６０−１６８０４１記載のCHESS
(CHEmical ShiftSelective) と呼ばれる方法による水信
号の抑圧を行う（図４(b)）。前記OVSでは、高周波磁場
ＲＦi(ｉ=1,2...,n)とスライス選択用傾斜磁場ＧＳｉ
(ｉ=1,2...,n)を同時に印可して多量の皮下脂肪が存在
する領域を選択励起した後、スポイル用の傾斜磁場Ｇs
ｐｉ(ｉ=1,2...,n)を印加することにより、皮下脂肪領
域（スライスｎ内）の磁化だけを疑似飽和させることが
できる。また、前記CHESSでは、中心周波数を水信号の
共鳴周波数に合わせ、励起帯域を水信号のピーク幅に制
限した高周波磁場ＲＦj(j=1,2...,m)を印加することに
より、水の磁化だけを選択的に励起させた後、スポイル
用の傾斜磁場Ｇsｐj(j=1,2...,m)を印加することより、
水の磁化だけを疑似飽和させることができる。このよう
にして、脂肪および水の磁化を疑似飽和させた後、代謝
物質の1H-MRSIを計測する。図５に、水及び脂肪の信号
を抑圧する場合の計測手順を示す。
を行う。まず、第１の計測として、図２のエコープラナ
ーMRSIシーケンスを用いて、水信号、脂肪信号を抑圧せ
ずに、1H-MRSIの計測を行う。次に、第２の計測とし
て、水および脂肪の信号を抑圧して、1H-MRSIを計測す
る。この第２の計測では、前記エコープラナーMRSIシー
ケンスの直前に、マグネティックレゾナンスイメージン
グ第10巻：第315-319頁（1992年）記載のOVS(Outer Vol
ume Saturation)と呼ばれる方法による脂肪信号の抑圧
と（図４(a)）、特開昭６０−１６８０４１記載のCHESS
(CHEmical ShiftSelective) と呼ばれる方法による水信
号の抑圧を行う（図４(b)）。前記OVSでは、高周波磁場
ＲＦi(ｉ=1,2...,n)とスライス選択用傾斜磁場ＧＳｉ
(ｉ=1,2...,n)を同時に印可して多量の皮下脂肪が存在
する領域を選択励起した後、スポイル用の傾斜磁場Ｇs
ｐｉ(ｉ=1,2...,n)を印加することにより、皮下脂肪領
域（スライスｎ内）の磁化だけを疑似飽和させることが
できる。また、前記CHESSでは、中心周波数を水信号の
共鳴周波数に合わせ、励起帯域を水信号のピーク幅に制
限した高周波磁場ＲＦj(j=1,2...,m)を印加することに
より、水の磁化だけを選択的に励起させた後、スポイル
用の傾斜磁場Ｇsｐj(j=1,2...,m)を印加することより、
水の磁化だけを疑似飽和させることができる。このよう
にして、脂肪および水の磁化を疑似飽和させた後、代謝
物質の1H-MRSIを計測する。図５に、水及び脂肪の信号
を抑圧する場合の計測手順を示す。
【００１４】次に、前記計測１で得られた（１）水およ
び脂肪の信号、もしくは（２）水の信号を用いて、各画
素の位相歪の推定を行い、該推定によって得られた位相
補正値に基づき、前記計測２で得られた代謝物質のスペ
クトルの位相補正を行う。
び脂肪の信号、もしくは（２）水の信号を用いて、各画
素の位相歪の推定を行い、該推定によって得られた位相
補正値に基づき、前記計測２で得られた代謝物質のスペ
クトルの位相補正を行う。
【００１５】（水および脂肪の信号を用いる場合）水お
よび脂肪の磁化を疑似飽和させずに計測した1H-MRSI を
示しているのが図６(ｂ)であり、ある一つの画素（斜線
部）のスペクトルを示しているのが図６(ｃ)である（図
６(ａ)はMRI）。図１(ａ)及び（ｂ）は、図６(ｃ)のス
ペクトルの吸収波形（Re）と分散波形（Im）を表してい
る。まず、図６（ｃ）のスペクトルにおいて水信号のピ
−ク位置を検出する。通常、最大強度をとる位置を水信
号のピ−ク位置(4.7ppm)とし、この水信号のピ−ク位置
から約3.5ppm離れた信号のピークを脂肪信号のピーク位
置(1.2ppm)とする。なお部位によっては、脂肪信号の強
度が水信号の強度を越えることがあり得るが、２番目に
強い信号のピーク位置が１番目のピークの高周波(ppm値
が大きい)側か低周波(ppm値が小さい)側にあるかで、水
の信号（２番目の信号が低周波側）と脂肪の信号（２番
目の信号が高周波側）を見分けることができる。次に、
検出した図１（ｃ）の水および脂肪のピークの位相値
（φ(fw)、φ(fl)黒丸で示す）に対して、最小２乗最適
化法を用いた線型近似を行うことにより、スペクトル全
域に渡る位相回りを推定することができる。すなわち、
１次方程式 φ = φ0 + fi×φ1 の、φ(fw)、φ(fl)に対する最小２乗近似により、係数
φ0、φ1を決定することができる。図１の直線ｌは、前
記近似により得られた線型位相変動を表している。全画
素のスペクトルに対して、同様の操作を行い、推定した
各画素毎の補正値を前記記憶媒体に記憶する。そして、
推定した各画素毎の位相補正値に基づき、前記計測２で
得られた代謝物質のスペクトルの位相補正を行うことが
できる。
よび脂肪の磁化を疑似飽和させずに計測した1H-MRSI を
示しているのが図６(ｂ)であり、ある一つの画素（斜線
部）のスペクトルを示しているのが図６(ｃ)である（図
６(ａ)はMRI）。図１(ａ)及び（ｂ）は、図６(ｃ)のス
ペクトルの吸収波形（Re）と分散波形（Im）を表してい
る。まず、図６（ｃ）のスペクトルにおいて水信号のピ
−ク位置を検出する。通常、最大強度をとる位置を水信
号のピ−ク位置(4.7ppm)とし、この水信号のピ−ク位置
から約3.5ppm離れた信号のピークを脂肪信号のピーク位
置(1.2ppm)とする。なお部位によっては、脂肪信号の強
度が水信号の強度を越えることがあり得るが、２番目に
強い信号のピーク位置が１番目のピークの高周波(ppm値
が大きい)側か低周波(ppm値が小さい)側にあるかで、水
の信号（２番目の信号が低周波側）と脂肪の信号（２番
目の信号が高周波側）を見分けることができる。次に、
検出した図１（ｃ）の水および脂肪のピークの位相値
（φ(fw)、φ(fl)黒丸で示す）に対して、最小２乗最適
化法を用いた線型近似を行うことにより、スペクトル全
域に渡る位相回りを推定することができる。すなわち、
１次方程式 φ = φ0 + fi×φ1 の、φ(fw)、φ(fl)に対する最小２乗近似により、係数
φ0、φ1を決定することができる。図１の直線ｌは、前
記近似により得られた線型位相変動を表している。全画
素のスペクトルに対して、同様の操作を行い、推定した
各画素毎の補正値を前記記憶媒体に記憶する。そして、
推定した各画素毎の位相補正値に基づき、前記計測２で
得られた代謝物質のスペクトルの位相補正を行うことが
できる。
【００１６】（水の信号だけを用いる場合）脂肪の磁化
だけを疑似飽和して計測した1H-MRSI を示しているのが
図７(ｂ)であり、ある一つの画素のスペクトルを示して
いるのが図７(ｃ)である（図７(ａ)はMRI）。図８(ａ)
は、図７(ｃ)のスペクトルの吸収波形（Re）と分散波形
（Im）を表している。まず、図７（ｃ）のスペクトルに
おいて水信号のピ−ク位置を検出する。通常、最大強度
をとる位置を水信号のピ−ク位置(4.7ppm)とする。なお
部位によっては、抑圧されなかった残留脂肪信号の強度
が水信号の強度を越えることがあり得るが、２番目に強
い信号のピーク位置が１番目のピークの高周波(ppm値が
大きい)側か低周波(ppm値が小さい)側にあるかで、水の
信号（２番目の信号が低周波側）と脂肪の信号（２番目
の信号が高周波側）を見分けることができる。次に、検
出した図８（ｃ）の水信号全域の位相値（φ(fi)黒丸で
示す）に対して、最小２乗最適化法を用いた多項式近似
を行う。従来の技術で述べた通り水の信号は、他の代謝
物質の信号に比べ非常に大きいため、ピーク位置だけで
はなく、ピークの立ち上がり部分や立ち下がり部分にお
いても十分なSNRを有する。このため、水信号全域の位
相値から、スペクトル全域に渡る位相回りを推定するこ
とができる。すなわち、多項式 φ = φ0 + fi×φ1 + fi2×φ2 + ... の、φ(fi)に対する最小２乗近似により、係数φ0、
φ1、φ2...を決定することができる。図８の曲線ｌ
は、前記近似により得られた位相変動を表している。全
画素のスペクトルに対して、同様の操作を行い、推定し
た各画素毎の補正値を前記記憶媒体に記憶する。そし
て、推定した各画素毎の位相補正値に基づき、前記計測
２で得られた代謝物質のスペクトルの位相補正を行うこ
とができる。なお、水のピークの立ち上がり部分あるい
は立ち下がり部分において、信号のリンギングが生じ、
正しい位相値が得られない場合があるが、フーリエ変換
前にハミング関数等を乗じる信号処理を行っておくこと
により、前記リンギングの影響を減じることができる。
だけを疑似飽和して計測した1H-MRSI を示しているのが
図７(ｂ)であり、ある一つの画素のスペクトルを示して
いるのが図７(ｃ)である（図７(ａ)はMRI）。図８(ａ)
は、図７(ｃ)のスペクトルの吸収波形（Re）と分散波形
（Im）を表している。まず、図７（ｃ）のスペクトルに
おいて水信号のピ−ク位置を検出する。通常、最大強度
をとる位置を水信号のピ−ク位置(4.7ppm)とする。なお
部位によっては、抑圧されなかった残留脂肪信号の強度
が水信号の強度を越えることがあり得るが、２番目に強
い信号のピーク位置が１番目のピークの高周波(ppm値が
大きい)側か低周波(ppm値が小さい)側にあるかで、水の
信号（２番目の信号が低周波側）と脂肪の信号（２番目
の信号が高周波側）を見分けることができる。次に、検
出した図８（ｃ）の水信号全域の位相値（φ(fi)黒丸で
示す）に対して、最小２乗最適化法を用いた多項式近似
を行う。従来の技術で述べた通り水の信号は、他の代謝
物質の信号に比べ非常に大きいため、ピーク位置だけで
はなく、ピークの立ち上がり部分や立ち下がり部分にお
いても十分なSNRを有する。このため、水信号全域の位
相値から、スペクトル全域に渡る位相回りを推定するこ
とができる。すなわち、多項式 φ = φ0 + fi×φ1 + fi2×φ2 + ... の、φ(fi)に対する最小２乗近似により、係数φ0、
φ1、φ2...を決定することができる。図８の曲線ｌ
は、前記近似により得られた位相変動を表している。全
画素のスペクトルに対して、同様の操作を行い、推定し
た各画素毎の補正値を前記記憶媒体に記憶する。そし
て、推定した各画素毎の位相補正値に基づき、前記計測
２で得られた代謝物質のスペクトルの位相補正を行うこ
とができる。なお、水のピークの立ち上がり部分あるい
は立ち下がり部分において、信号のリンギングが生じ、
正しい位相値が得られない場合があるが、フーリエ変換
前にハミング関数等を乗じる信号処理を行っておくこと
により、前記リンギングの影響を減じることができる。
【００１７】なお、第２の計測と同等の計測条件下で計
測した他のケミカルシフト画像に対しても、前記位相歪
補正を適用することができる。
測した他のケミカルシフト画像に対しても、前記位相歪
補正を適用することができる。
【００１８】また、高速MRSI法として、前記エコープラ
ナーMRSI法以外に、マグネティックレゾナンスインメデ
ィスン第１巻：第370-386頁（1984年）記載のマンスフ
ィ−ルドによる提案のEPSM法およびPREP法を用いた場合
も、同等の効果が得られる。
ナーMRSI法以外に、マグネティックレゾナンスインメデ
ィスン第１巻：第370-386頁（1984年）記載のマンスフ
ィ−ルドによる提案のEPSM法およびPREP法を用いた場合
も、同等の効果が得られる。
【００１９】また、前記各実施形態では、３次元測定
（ケミカルシフト軸、Ｘ軸、Ｙ軸）の場合について述べ
たが、４次元測定（ケミカルシフト軸、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ
軸）の場合でも、同等の効果が得られる。
（ケミカルシフト軸、Ｘ軸、Ｙ軸）の場合について述べ
たが、４次元測定（ケミカルシフト軸、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ
軸）の場合でも、同等の効果が得られる。
【００２０】
【発明の効果】本発明によれば、水あるいは水及び脂肪
の信号から位相歪を推定し、この位相歪を使用してスペ
クトルを補正することによって、位相歪が無いケミカル
シフト画像を提供することができる。
の信号から位相歪を推定し、この位相歪を使用してスペ
クトルを補正することによって、位相歪が無いケミカル
シフト画像を提供することができる。
【図１】本発明の適用例（水、脂肪抑圧なしの場合）で
ある。
ある。
【図２】本発明が適用される磁気共鳴診断装置の構成図
である。
である。
【図３】エコープラナーMRSI法のパルスシ−ケンスを示
す。
す。
【図４】水および脂肪抑圧用のパルスシ−ケンスを示
す。
す。
【図５】水および脂肪を抑圧する場合の計測手順を示
す。
す。
【図６】本発明が適用されるＭＲＳＩの一例（水、脂肪
抑圧なしの場合）である。
抑圧なしの場合）である。
【図７】本発明が適用されるＭＲＳＩの一例（脂肪抑圧
ありの場合）である。
ありの場合）である。
【図８】本発明の適用例（脂肪抑圧ありの場合）であ
る。
る。
【図９】従来法が適用されるＭＲＳＩの一例である。
【図１０】従来法の適用例である。
ＲＦ 高周波磁場 Ｇｚ Ｚ軸方向の傾斜磁場 Ｇｘ Ｘ軸方向の傾斜磁場 Ｇｙ Ｙ軸方向の傾斜磁場 ＲＦ１、ＲＦ２、ＲＦ３、ＲＦ４ 高周波磁場パルス Ｇｓ１、Ｇｓ２、Ｇｓ３、Ｇｓ４ スライス磁場 Ｇｒ リ−ドアウト磁場 Ｇｅ エンコード磁場 Ｓｉｇ 磁気共鳴エコー信号 Ｔｒ 繰返し時間 Ｔｅ エコー時間 Ｇｓｐ１、Ｇｓｐ２、Ｇｓｐ３、Ｇｓｐ４ スポイル磁
場
場
Claims (9)
- 【請求項１】 静磁場発生手段と、互いに異なる３方向
の傾斜磁場発生手段と、高周波磁場発生手段と、被検体
からの磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、信号検
出手段により得られた磁気共鳴信号についての演算を行
う演算手段と、データ記憶手段と、上記各手段を制御す
るシーケンス制御手段とを含む磁気共鳴診断装置におい
て、 前記シーケンス制御手段は、前記傾斜磁場発生手段によ
り３方向の傾斜磁場のうち少なくとも１方向の傾斜磁場
の勾配極性を周期的に反転させて印加する動作と、前記
信号検出手段により被検体から水素原子核に関する磁気
共鳴信号を検出する動作とを同時に実行する機能を有
し、 前記シーケンス制御手段により、水あるいは水および脂
肪を抑圧さぜに磁気共鳴スペクトロスコピックイメージ
ングを被検体に対して行い第１計測の磁気共鳴信号を計
測し、また、水および脂肪を抑圧した磁気共鳴スペクト
ロスコピックイメージングを前記被検体に対して行い第
２計測の磁気共鳴信号を計測し、 前記演算手段により、前記第１計測の磁気共鳴信号を用
いて水あるいは水および脂肪の信号を含むケミカルシフ
ト信号を各画素おいて取得し、この各画素のケミカルシ
フト信号の水あるいは水および脂肪の信号に基づいて各
画素の位相歪を推定し、前記第２計測の磁気共鳴信号を
用いて水および脂肪の信号を抑圧したケミカルシフト信
号を各画素において取得し、前記水あるいは水および脂
肪の信号から推定された各画素の位相歪に基づいて前記
第２計測の磁気共鳴信号を用いて取得した各画素のケミ
カルシフト信号の位相歪を補正することを特徴とする磁
気共鳴診断装置。 - 【請求項２】 前記演算手段は、第１計測の磁気共鳴信
号を用いて取得されたケミカルシフト信号から水および
脂肪の信号を各画素毎に抽出し、それぞれ抽出した水お
よび脂肪の信号のピーク位置の位相値に基づき各画素に
おけるスペクトル全域の位相歪を推定することを特徴と
する請求項１に記載の磁気共鳴診断装置。 - 【請求項３】 前記各画素におけるスペクトル全域の位
相歪を推定する際、水および脂肪の信号のピーク位置の
位相値に対して、周波数依存位相関数への近似を行うこ
とを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴診断装置。 - 【請求項４】 前記周波数依存位相関数が多項式である
ことを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴診断装置。 - 【請求項５】 前記周波数依存位相関数が線型関数であ
ることを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴診断装
置。 - 【請求項６】 前記演算手段は、第１計測の磁気共鳴信
号を用いて取得されたケミカル信号から水だけの信号を
各画素毎に抽出し、それぞれ抽出したケミカルシフト信
号の位相値に基づき各画素におけるスペクトル全域の位
相歪を推定することを特徴とする請求項１に記載の磁気
共鳴診断装置。 - 【請求項７】 前記各画素におけるスペクトル全域の位
相歪を推定する際、水の信号の位相値に対して、周波数
依存位相関数への近似を行うことを特徴とする請求項６
に記載の磁気共鳴診断装置。 - 【請求項８】 前記周波数依存位相関数が多項式である
ことを特徴とする請求項７に記載の磁気共鳴診断装置。 - 【請求項９】 前記各画素におけるスペクトル全域の位
相歪を推定する際、最小２乗法を用いることを特徴とす
る請求項１から請求項８のいずれかに記載の磁気共鳴診
断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP24364997A JP3598411B2 (ja) | 1997-09-09 | 1997-09-09 | 磁気共鳴診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP24364997A JP3598411B2 (ja) | 1997-09-09 | 1997-09-09 | 磁気共鳴診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH1176191A true JPH1176191A (ja) | 1999-03-23 |
| JP3598411B2 JP3598411B2 (ja) | 2004-12-08 |
Family
ID=17106968
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP24364997A Expired - Fee Related JP3598411B2 (ja) | 1997-09-09 | 1997-09-09 | 磁気共鳴診断装置 |
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| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3598411B2 (ja) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2005000116A1 (ja) * | 2003-06-30 | 2005-01-06 | Hitachi Medical Corporation | 磁気共鳴撮影装置 |
| WO2006040866A1 (ja) * | 2004-10-13 | 2006-04-20 | Hitachi Medical Corporation | 磁気共鳴撮影装置及び磁気共鳴撮影方法 |
| WO2008087822A1 (ja) * | 2007-01-17 | 2008-07-24 | Hitachi Medical Corporation | 磁気共鳴撮影装置および磁気共鳴スペクトル画像算出方法 |
| JP2008246193A (ja) * | 2007-03-05 | 2008-10-16 | Toshiba Corp | 磁気共鳴診断装置および医用画像表示装置 |
| JP2010017304A (ja) * | 2008-07-09 | 2010-01-28 | Toshiba Corp | 磁気共鳴診断装置および医用観察装置 |
| JP2015226601A (ja) * | 2014-05-30 | 2015-12-17 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴装置 |
-
1997
- 1997-09-09 JP JP24364997A patent/JP3598411B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7852076B2 (en) | 2003-06-30 | 2010-12-14 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance apparatus utilizing time-varying rate of magnetic resonant frequency |
| US7518362B2 (en) | 2003-06-30 | 2009-04-14 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance apparatus utilizing time-varying rate of magnetic resonant frequency |
| WO2005000116A1 (ja) * | 2003-06-30 | 2005-01-06 | Hitachi Medical Corporation | 磁気共鳴撮影装置 |
| JP4564015B2 (ja) * | 2004-10-13 | 2010-10-20 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴撮影装置及び磁気共鳴撮影方法 |
| WO2006040866A1 (ja) * | 2004-10-13 | 2006-04-20 | Hitachi Medical Corporation | 磁気共鳴撮影装置及び磁気共鳴撮影方法 |
| JPWO2006040866A1 (ja) * | 2004-10-13 | 2008-05-15 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴撮影装置及び磁気共鳴撮影方法 |
| US7355405B2 (en) | 2004-10-13 | 2008-04-08 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging system and magnetic resonance imaging method |
| WO2008087822A1 (ja) * | 2007-01-17 | 2008-07-24 | Hitachi Medical Corporation | 磁気共鳴撮影装置および磁気共鳴スペクトル画像算出方法 |
| JP4845972B2 (ja) * | 2007-01-17 | 2011-12-28 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴スペクトル画像算出方法 |
| JP2012035097A (ja) * | 2007-01-17 | 2012-02-23 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴撮影装置 |
| US8258785B2 (en) | 2007-01-17 | 2012-09-04 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance spectroscopic image computing method |
| JP2008246193A (ja) * | 2007-03-05 | 2008-10-16 | Toshiba Corp | 磁気共鳴診断装置および医用画像表示装置 |
| JP2010017304A (ja) * | 2008-07-09 | 2010-01-28 | Toshiba Corp | 磁気共鳴診断装置および医用観察装置 |
| JP2015226601A (ja) * | 2014-05-30 | 2015-12-17 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴装置 |
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|---|---|
| JP3598411B2 (ja) | 2004-12-08 |
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