WO2006040866A1 - 磁気共鳴撮影装置及び磁気共鳴撮影方法 - Google Patents

磁気共鳴撮影装置及び磁気共鳴撮影方法 Download PDF

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Satoshi Hirata
Hisaaki Ochi
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Hitachi Medical Corporation
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    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56563—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the main magnetic field B0, e.g. temporal variation of the magnitude or spatial inhomogeneity of B0

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging technique, and more particularly, to a magnetic resonance imaging apparatus and a magnetic resonance imaging method suitable for measuring a magnetic resonance signal including information related to chemical shift.
  • a magnetic resonance imaging apparatus excites nuclear magnetization of hydrogen nuclei contained in a subject by irradiating a subject placed in a static magnetic field with a high-frequency magnetic field having a specific frequency (magnetic resonance phenomenon). It is possible to acquire physical and chemical information by detecting a magnetic resonance signal generated from the subject.
  • magnetic resonance imaging hereinafter abbreviated as MRI
  • MRI magnetic resonance imaging
  • MRS Magnetic Resonance Spectroscopy
  • MRSI 3 ⁇ 4 Common Magnetic Resonance Spectroscopic Imaging
  • the concentration of metabolites contained in a subject is often very low. Therefore, when measuring MRS or MRSI, if measurement is performed without suppressing the high-concentration water signal, The weak signal of the metabolite is buried in the base of the huge signal peak generated from water, and it becomes very difficult to separate and extract the metabolite signal. For this reason, in conventional MRS or MRSI measurements, preprocessing to suppress the water signal is performed immediately before normal excitation and detection. [0005] In the processing for suppressing the water signal, first, in order to excite only the nuclear magnetization contained in the water molecule, the transmission frequency is adjusted to the water peak position and the excitation frequency band is about the water peak width.
  • Non-Patent Document 1 Journal of Magnetic Resonance, pp. 70, 488-492, published in 1986
  • Non-Patent Document 2 Magnetic Resonance in Imaging, 30th, pp. 641-645, 1993
  • the magnetic resonance signal obtained after repeating the measurement of the magnetic resonance signal under the same measurement conditions on the premise that the static magnetic field strength is constant over time. was integrated.
  • first before water suppression spectrum measurement with repeated measurement for signal integration, at least once without water signal suppression, spectrum measurement is performed and the resonance frequency of water is measured.
  • the static magnetic field strength (resonance frequency) is constant over time during the MRS or MRSI measurement performed after the water resonance frequency measurement (i.e. After repeating the signal measurement (after assuming that the peak position and signal phase of each metabolite on the outer layer do not change), signal integration is performed. I was going.
  • the static magnetic field strength (resonance frequency) may change during MRS or MRSI measurement.
  • the resonance frequency even if the measurement is repeated for integration, the resonance frequency
  • the peak position and signal phase (explained below) of each metabolite fluctuate with the shift, resulting in a problem that the SNR improvement effect by integration cannot be obtained sufficiently.
  • the peak position is shifted, the peak width of the integrated spectrum is widened, and the spectral resolution is also lowered.
  • phase detection In a normal magnetic resonance imaging apparatus to which the present invention is applied, complex detection of magnetic resonance signals is performed by a technique called phase detection. Specifically, in the phase detection method, when a high frequency signal for irradiation is used as a reference wave, and when the difference between the detected magnetic resonance signal and the reference wave signal is extracted, a higher frequency component (correct) ) And a frequency component lower than the irradiation high-frequency magnetic field (a wave having a negative sign). The sign of this frequency component is reflected as the phase, and the component in phase with the high frequency magnetic field for irradiation and the component whose phase is shifted by 90 degrees are detected simultaneously.
  • the measured magnetic resonance signal is always composed of a real part (hereinafter abbreviated as Re) and an imaginary part (hereinafter abbreviated as Im), and a complex Fourier transform.
  • Re real part
  • Im imaginary part
  • the signal phase ⁇ (Pw) at the peak position (Pw) in the latter spectrum is expressed by (Equation 1) below.
  • phase detection is used in a normal magnetic resonance imaging apparatus.
  • SNR is improved as compared with normal detection (non-phase detection such as diode detection).
  • the mechanism is as follows. Street. Since the irradiation high-frequency magnetic field is used for exciting the nuclear magnetization, the phase of the signal component of the magnetic resonance signal excited by this irradiation high-frequency magnetic field completely matches the phase of the irradiation high-frequency magnetic field. ing. On the other hand, the phase of the noise component superimposed on the magnetic resonance signal has no correlation with the phase of the high frequency magnetic field for irradiation. Therefore, the phase of the signal component included in the real part signal and the imaginary part signal that have been phase-detected has a correlation, and the phase of the superimposed noise component has no correlation. It becomes.
  • An object of the present invention is to reduce deterioration of a magnetic resonance spectrum caused by a change in a static magnetic field.
  • An object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus and a magnetic resonance imaging method.
  • the magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method of the present invention during water suppression spectrum measurement (main measurement) accompanied by repeated measurement for signal integration, it is performed periodically.
  • Non-water suppression spectrum measurement preliminary measurement
  • the water resonance frequency water peak position
  • the phase value of the water signal peak are periodically detected from the obtained non-water suppression spectrum.
  • Periodic preliminary measurement makes it possible to detect temporal fluctuations in the static magnetic field strength (resonance frequency)), and during water suppression measurement (main measurement) performed after the preliminary measurement. Then, the reception start phase value at the time of detecting the magnetic resonance signal is set to the value obtained by calculating the phase value force at the water signal peak position detected in the preliminary measurement.
  • the integration process is performed after the data is shifted by the value calculated from the water signal peak position detected in the preliminary measurement.
  • the setting of the phase value and the process of shifting the water signal peak position may be controlled to perform at least one of them.
  • periodic non-water suppression spectrum measurement is performed during water suppression spectrum measurement (main measurement) accompanied by repeated measurement for signal integration. (Preliminary measurement), and detect and record the phase change of the obtained non-water suppression time-series signal. (This periodic preliminary measurement detects the time variation of the static magnetic field strength (resonance frequency). Phase correction processing for changing the phase change of the recorded non-water suppression time-series signal to a predetermined phase characteristic at the time of water suppression spectrum measurement (main measurement) performed after the preliminary measurement. Then, it is applied to the measured water suppression time series signal.
  • the invention's effect is performed during water suppression spectrum measurement (main measurement) accompanied by repeated measurement for signal integration. (Preliminary measurement), and detect and record the phase change of the obtained non-water suppression time-series signal. (This periodic preliminary measurement detects the time variation of the static magnetic field strength (resonance frequency). Phase correction processing for changing the phase change of the recorded non-water suppression time-series signal to a predetermined phase characteristic at the time of water suppression spectrum measurement (main measurement) performed after
  • the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention it is possible to provide a good magnetic resonance spectrum with improved SNR due to the integration effect even when resonance frequency fluctuations accompanying static magnetic field changes occur. It becomes.
  • FIG. 1 is an external view of a magnetic resonance imaging apparatus to which the present invention is applied.
  • Fig. 1 (a) shows a magnetic resonance imaging device using a tunnel-type magnet that generates a static magnetic field with a solenoid coil.
  • 1 (b) is a hamburger-type magnetic resonance imaging apparatus in which magnets are separated into upper and lower parts to enhance the feeling of opening.
  • FIG. 1 (c) the sense of openness is enhanced by shortening the depth of the force magnet, which is the same tunnel-type magnetic resonance imaging apparatus as in FIG.
  • FIG. 2 is a diagram showing a configuration example of a magnetic resonance imaging apparatus to which the present invention is applied.
  • the subject 1 is placed in a space to which a static magnetic field generated by the static magnetic field generating magnet 2 and three orthogonal gradient magnetic fields generated by the gradient magnetic field generating coil 3 are applied. There may be a shim coil 11 that can adjust the uniformity of the static magnetic field by changing the current flowing through each coil.
  • the subject 1 is irradiated with a high-frequency magnetic field generated by the probe 4 to cause a magnetic resonance phenomenon, and the magnetic resonance signal generated from the subject 1 is detected by the probe 4.
  • the high frequency magnetic field to be irradiated is generated by the transmitter 8, and the detected magnetic resonance signal is sent to the computer 5 through the receiver 9.
  • the computer 5 performs various arithmetic processes on the magnetic resonance signal, generates spectral information and image information, and displays the information on the display 6 and records it in the storage device 13 (necessary). Accordingly, the measurement conditions are also recorded in the storage device 13).
  • the power supply unit 12 for driving the shim coil 11, the power supply unit 7 for driving the gradient magnetic field generating coil 3, the transmitter 8 and the receiver 9 are controlled by the sequence control device 10.
  • FIG. 2 shows an example in which the probe 4 is used for both transmission and reception.
  • the transmission probe and the reception probe may be provided separately.
  • FIG. 3 is a diagram showing an example of an MRS measurement pulse sequence (MRS pulse sequence) used in the embodiment of the present invention.
  • MRS pulse sequence MRS measurement pulse sequence
  • the first gradient magnetic field (gradient magnetic field in the X-axis direction) Gsl for selection of the first slice (plane perpendicular to the X-axis) is called the 90 ° pulse.
  • the nuclear magnetization in the first slice can be brought into an excited state.
  • TE is the echo time
  • TR is the repetition time.
  • the second gradient magnetic field gradient magnetic field in the Y-axis direction
  • the second slice plane perpendicular to the Y-axis
  • the second high-frequency magnetic field called 180 ° pulse
  • the nuclear magnetization contained in the third slice can be reversed 180 ° again.
  • the magnetic resonance echo signal Sigl can be generated with the time after the RF3 irradiation power TE / 4 as the echo time.
  • Gsl ′ applied immediately after application of Gsl is a gradient magnetic field for rephasing (phase return) with respect to Gsl.
  • Gdl and Gdl 'and Gd2 and Gs2' applied before and after application of RF2 do not disturb the phase of the nuclear magnetization excited by the irradiation of RF1 (that is, the phase change between Gdl and Gdl ' The phase change is canceled by Gd2 and Gs2 '.)
  • Gd3 and Gd3 'and Gd4 and Gd4' applied before and after RF3 application do not disturb the phase of the nuclear magnetization excited by the irradiation of RF1 (that is, the phase change between Gd3 and Gd3 ' It is canceled and the phase change is canceled by Gd4 and Gd4 '.)
  • FIG. 4 shows a prepulse sequence for suppressing a water signal used in the embodiment of the present invention.
  • the transmission frequency Ft is set to the resonance frequency Fw of water, and the excitation frequency band ⁇ High frequency magnetic field (high frequency magnetic field for water excitation) RFwl with Ft set to about water peak width ⁇ Fw (selective excitation of water nuclear magnetization).
  • the gradient magnetic field Gdwl is applied in order to separate the phase of the nuclear magnetization of water in the excited state and make the vector sum of the nuclear magnetization of water zero. Saturation).
  • FIG. 4 is an example of a sequence that repeats three times).
  • the high-frequency magnetic field RFwl often uses a Gaussian waveform having a narrow-band excitation frequency characteristic.
  • the example shown in Fig. 4 is an example in which one of the Gx, Gy, and Gz gradient magnetic fields is applied as the gradient magnetic field for the phase, but all three Gx, Gy, and Gz gradient magnetic fields are applied. They may be applied simultaneously, or any two axes may be applied simultaneously. Then, while the pseudo-saturation state of water magnetization continues, the signal of a weak metabolite can be measured by performing the sequence of FIG. 3 (following the sequence of FIG. 4).
  • the flip angle of the water excitation high-frequency magnetic field RFw is often set to around 90 °.
  • various combinations and numerical values are applied as the number of applied axes and the applied intensity. Is used.
  • the signals of metabolites that can be detected from within a living body are often very weak. Therefore, the measurement is repeated several times for the purpose of improving the SNR of the obtained spectrum.
  • the process of adding the received signals is performed (integration process).
  • FIG. 5 is a flowchart showing an example of a conventional MRS measurement procedure on the assumption that the static magnetic field strength is constant in time (resonance frequency is constant). The outline of the shooting procedure is described below.
  • St mark 05-03 The water signal peak position ⁇ W is detected from the magnetic resonance spectrum SW ( ⁇ ), and the water resonance frequency FW is calculated and recorded (usually, the point having the highest signal intensity is the water signal). Peak position is determined as ⁇ W).
  • Step05_04 Based on the FW value as a reference, the transmission frequency of the high-frequency magnetic field to be irradiated in the process of suppressing the water signal, the transmission frequency of the high-frequency magnetic field to be irradiated to selectively excite the imaging button cell VI, generated from the imaging button cell VI Set each value of the reception frequency when detecting the magnetic resonance signal.
  • Step05-05 Performs the main measurement sequence (measurement in which the water signal suppression pulse sequence shown in Fig. 4 and the MRS sequence shown in Fig. 3 are continuously performed) to obtain the Hi Hi substance signal
  • Measure the magnetic resonance signal RMl (t) generated from VI (RMl (t) is M points (t 1, 2, 3, ..., M, for example, 4096 points) arranged in time series. Complex data).
  • FIG. 6 shows a photographing procedure in the first embodiment of the present invention.
  • periodic non-water suppression spectrum measurement is performed during water suppression spectrum measurement (main measurement) with repeated measurement for signal integration, and the obtained non-water suppression is obtained.
  • the water resonance frequency (water peak position) and the phase value of the water signal peak are periodically detected from the vector (by performing this preliminary preliminary measurement, the time fluctuation of the static magnetic field strength (resonance frequency) can be detected. Is possible).
  • the reception start phase value at the time of magnetic resonance signal detection is set to a value obtained by calculating the phase value force of the water signal peak position detected by the preliminary measurement.
  • the data is shifted by the value calculated from the water signal peak position detected in the preliminary measurement, and then the integration process is performed.
  • St mark 06-03 The water signal peak position ⁇ Wi is detected from the magnetic resonance spectrum SWi ( ⁇ ), and the water resonance frequency FWi is calculated and recorded (usually, the point having the highest signal intensity is Signal peak position S Wi).
  • St mark 06-05 deviation angle between the signal phase value ⁇ Wi at the peak position ⁇ Wi and the predetermined phase value ⁇ WO
  • St mark 06-06 Based on the value of the water resonance frequency FWi, the transmission frequency of the high-frequency magnetic field irradiated by the water signal suppression processing, the transmission frequency of the high-frequency magnetic field irradiated to selectively excite the imaging botasel VI, Set each value of the reception frequency when detecting the magnetic resonance signal generated from the imaging button cell VI.
  • Step 06-07 The deviation angle ⁇ Wi is set as the reception start phase value.
  • St mark 06-08 Performs the main measurement sequence (measurement in which the water signal suppression pulse sequence shown in Fig. 4 and the MRS sequence shown in Fig. 3 are continuously performed) to acquire the substitute substance signal.
  • L for example, 10 times
  • N for example, 300
  • FIG. 7 shows a photographing procedure in the second embodiment of the present invention.
  • periodic non-water suppression spectrum measurement is performed during water suppression spectrum measurement (main measurement) with repeated measurement for signal integration, and the obtained non-water suppression is obtained. Detect and record phase changes in time series signals.
  • this periodic preliminary measurement it is possible to detect temporal fluctuations in the static magnetic field strength (resonance frequency).
  • a phase correction process for changing the phase change of the recorded non-water suppression time series signal to a predetermined phase characteristic is performed. Apply to time-series signals.
  • Step 07-04 The water signal peak position ⁇ Wi is detected from the magnetic resonance spectrum SWi ( ⁇ ), Calculate and record the water resonance frequency FWi (usually, the point with the highest signal intensity is the water signal peak position S Wi).
  • St mark 07-05 The transmission frequency of the high-frequency magnetic field that is irradiated in the water signal suppression process, the transmission frequency of the high-frequency magnetic field that is irradiated to selectively excite the imaging button cell VI, based on the value of the water resonance frequency FWi, Set each value of the reception frequency when detecting the magnetic resonance signal generated from the imaging button cell VI.
  • St mark 07-06 Performs the main measurement sequence (measurement in which the water signal suppression pulse sequence shown in Fig. 4 and the MRS sequence shown in Fig. 3 are continuously performed) to obtain a substitute substance signal.
  • Step 07-07 A phase correction process using the phase correction function ⁇ Wi (t) is performed on the magnetic resonance signal RMj (t) to calculate a corrected magnetic resonance signal RNj (t).
  • Step07-09 The above steps 07_06 to St-mark 07-08 are repeated N times (for example, 300 times)
  • phase characteristic of the magnetic resonance signal at the time of non-water suppression is used as a reference. It is known that phase correction processing has an effect of reducing magnetic resonance signal distortion caused by gradient magnetic field eddy current (eddy current correction effect).
  • the second embodiment has an effect of periodically measuring (updating) the reference phase characteristic used in the phase correction, so that it is stable even when a resonance frequency fluctuation occurs due to a static magnetic field change. The eddy current effect can be obtained.
  • FIG. 1 is an external view showing a magnetic resonance imaging apparatus to which the present invention is applied.
  • FIG. 2 is a diagram showing a configuration example of a magnetic resonance imaging apparatus to which the present invention is applied.
  • FIG. 3 is a diagram showing an example of an MRS pulse sequence used in an embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a diagram showing an example of a pulse sequence for suppressing a water signal used in an embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is a flowchart showing a conventional MRS measurement procedure.
  • FIG. 6 is a flowchart showing the procedure of MRS measurement in the first embodiment of the present invention (Embodiment 1).
  • FIG. 7 is a flowchart showing an MRS measurement procedure in the second embodiment of the present invention (Embodiment 2).

Abstract

　静磁場変化によって生じる磁気共鳴スペクトルの劣化を低減させ得る磁気共鳴撮影装置を提供する。 　シーケンス制御手段は、信号積算のための繰り返し計測を伴う水抑圧スペクトル計測(本計測)中に、定期的な非水抑圧スペクトル計測(予備計測)を行い、得られた非水抑圧スペクトルから水共鳴周波数(水ピーク位置)と水信号ピークの位相値を定期的に検出し（この定期的な予備計測を行うことにより、静磁場強度(共鳴周波数)の時間変動を検知することが可能となる）、予備計測の後に行う水抑圧スペクトル計測(本計測)の際に、磁気共鳴信号検出時の受信開始位相値を予備計測で検出した水信号ピーク位置の位相値から算出した値に設定しておき、計測した磁気共鳴信号を積算する際、予備計測で検出した水信号ピーク位置から算出した値だけデータシフトさせた後、積算処理を行う。

Description

明 細 書
磁気共鳴撮影装置及び磁気共鳴撮影方法
技術分野
[0001] 本発明は、磁気共鳴撮影技術に係り、特に、ケミカルシフトに関する情報を含む磁 気共鳴信号を測定するのに好適な磁気共鳴撮影装置及び磁気共鳴撮影方法に関 する。
背景技術
[0002] 磁気共鳴撮影装置は、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前記被検体に含まれる水素原子核の核磁化を励起し (磁気 共鳴現象)、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出して、物理的 ·化学的情 報を取得することが可能である。現在、広く普及している磁気共鳴イメージング (Magn etic Resonance Imaging,以下、 MRIと略す)では、被検体内の主に水分子に含まれ る水素原子核の密度分布を反映した画像を取得している。この MRIに対して、水素 原子核を含む様々な分子の化学結合の違いによる共鳴周波数の差異（以下、ケミカ ルシフトと呼ぶ）を手掛かりに、分子毎に磁気共鳴信号を分離する方法を、磁気共鳴 スぺタトロスコピ一（Magnetic Resonance Spectroscopy,以下、 MRSと略す)と呼ぶ（例 えば、非特許文献 1を参照）。
[0003] また、多数の領域 (画素)のスペクトルを同時に取得し分子毎に画像化を行う方法を
¾共 スヘクトロスコヒックィメ一ンング (Magnetic Resonance Spectroscopic Imagin g,以下、 MRSIと略す）と呼び、この MRSIを用いることにより、代謝物質毎の濃度分 布を視覚的に捉えることが可能となる (例えば、非特許文献 2を参照)。
[0004] 通常、被検体内に含まれる代謝物質の濃度は非常に低いことが多いため、 MRSあ るいは MRSIの計測を行う際、高濃度の水の信号を抑圧せずに計測を行うと、水から 発生する巨大な信号ピークの裾野に代謝物質の微弱な信号が埋もれてしまい、代謝 物質信号を分離'抽出することが非常に困難となる。このため、従来の MRSあるいは MRSIの計測では、通常の励起と検出を行う直前に、水信号を抑圧するための前処 理を行う。 [0005] この水信号を抑圧するための処理では、まず初めに、水分子に含まれる核磁化の みを励起させるために、送信周波数を水ピーク位置に合わせ且つ励起周波数帯域 を水ピーク幅程度に狭めた高周波磁場の照射を行う。次に、励起状態となった水分 子に含まれる多数の核磁化の位相をバラバラにし、そのベクトル和をゼロとするため に、ディフェイズ用傾斜磁場の印加を行う (疑似飽和)。そして、この水分子の核磁化 の疑似飽和状態が続いている間に、通常の励起と検出を行うことにより、微弱な代謝 物質の信号を測定する。
[0006] また、代謝物質の信号が非常に微弱であるため、従来の MRSあるいは MRSIの計 測では、得られるスペクトルの信号雑音比（SNR)を向上させるために多数の積算計 測を行うことが多い。
[0007] 非特許文献 1 :ジャーナル ォブ マグネティック レゾナンス、第 70卷、第 488頁〜 4 92頁、 1986年発行
非特許文献 2 :マグネティック レゾナンス イン イメージング、第 30卷、第 641頁〜 6 45頁、 1993年発行
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0008] 従来の MRSあるいは MRSIの計測では、静磁場強度が時間的に一定であることを 前提に、同一の計測条件の下で磁気共鳴信号の計測を繰り返した後、得られた磁気 共鳴信号に対して積算処理を行っていた。即ち、通常の計測では、まず初めに (信号 積算のための繰り返し計測を伴う水抑圧スペクトル計測の前に)、少なくとも 1回は水 信号を抑圧しなレ、スペクトル計測を行って水の共鳴周波数を検出しておき、この水共 鳴周波数の計測以降に行う MRSあるいは MRSIの計測中は、静磁場強度 (共鳴周 波数)が時間的に一定であることを前提とし (即ち、計測したスぺ外ル上の各代謝物 質のピーク位置や信号位相 (下記で説明)が変化しなレ、ものと仮定して)、信号計測を 繰り返した後、得られた信号をそのまま足し合わせる信号積算を行っていた。
[0009] し力 ながら、静磁場を発生する磁石の構造や特性および測定環境によっては、 M RSあるいは MRSIの計測中に、静磁場強度 (共鳴周波数)が変化する場合がある。こ のような場合、上記の従来方法では、積算のために計測を繰り返しても、共鳴周波数 シフトに伴って各代謝物質のピーク位置や信号位相 (下記で説明)が変動し、積算に よる SNR向上効果が十分に得られないという問題が生じる。また、ピーク位置がずれ ると、積算スペクトルのピーク幅が広がることとなり、スペクトル分解能も低下する。
[0010] 以下、前記信号位相について説明をカ卩える。本発明の適用される通常の磁気共鳴 撮影装置では、位相検波と呼ばれる手法で磁気共鳴信号の複素検出が行われてい る。具体的な処理としては、位相検波法では、参照波として照射用高周波信号を用 レ、、検出した磁気共鳴信号と参照波信号との差分を取り出す際、照射用高周波磁場 より高い周波数成分 (正の符号を持つ波)と、照射用高周波磁場より低い周波数成分 ( 負の符号を持つ波)とに検波する。この周波数成分の符号は位相として反映され、照 射用高周波磁場と同位相の成分と位相が 90度ずれた成分を同時に検波することと なる。
[0011] 従って、計測される磁気共鳴信号は、常に実部 (real part,以下、 Reと略す)と虚部 (i maginary part,以下、 Imと略す)から構成されることとなり、複素フーリエ変換後のスぺ タトルにおけるピーク位置（Pw)の信号位相 φ (Pw)は、下記の（式 1)で表される。
[0012] φ (Pw) = Tan—1 ( Im(Pw) I Re(Pw) ) (式 1)
ここで、静磁場強度 (共鳴周波数)に変動が生じ、積算対象となる受信信号間で信 号位相がずれた場合、実部信号毎、虚部信号毎に行われる積分処理では、十分な 加算効果が得られなレ、こととなる。
[0013] なお、通常の磁気共鳴撮影装置で位相検波が用いられる理由は、通常の検波 (ダ ィオード検波等の非位相検波)に較べて SNRが向上する点にあり、そのメカニズムは 、つぎの通りである。照射用高周波磁場は、核磁化の励起に用いたものであるため、 この照射用高周波磁場によって励起された磁気共鳴信号の信号成分の位相は、前 記照射用高周波磁場の位相と完全に一致している。これに対して、磁気共鳴信号に 重畳しているノイズ成分の位相は、照射用高周波磁場の位相と全く相関が無レ、。従 つて、位相検波された実部信号と虚部信号に含まれている信号成分の位相には相 関が有り、重畳しているノイズ成分の位相には相関が無いため、 SNRが向上すること となる。
[0014] 本発明の目的は、静磁場変化によって生じる磁気共鳴スペクトルの劣化を低減さ せ得る磁気共鳴撮影装置及び磁気共鳴撮影方法を提供することにある。
課題を解決するための手段
[0015] 上記目的を達成するために、本発明の磁気共鳴撮影装置及び磁気共鳴撮影方法 では、信号積算のための繰り返し計測を伴う水抑圧スぺ外ル計測 (本計測)中に、定 期的な非水抑圧スぺクトノレ計測 (予備計測)を行い、得られた非水抑圧スぺ外ルから 水共鳴周波数 (水ピーク位置)と水信号ピークの位相値を定期的に検出し (この定期 的な予備計測を行うことにより、静磁場強度 (共鳴周波数)の時間変動を検知すること が可能となる）、前記予備計測の後に行う水抑圧スぺ外ル計測 (本計測)の際に、磁 気共鳴信号検出時の受信開始位相値を前記予備計測で検出した水信号ピーク位 置の位相値力 算出した値に設定しておく。そして、計測した磁気共鳴信号の積算 処理時、前記予備計測で検出した水信号ピーク位置から算出した値だけデータシフ トさせた後に積算処理を行うようにする。ここで、位相値の設定と水信号ピーク位置の シフトの処理は、少なくとも一方を行うように制御されるようにしてもよい。
[0016] また、本発明の磁気共鳴撮影装置及び磁気共鳴撮影方法では、信号積算のため の繰り返し計測を伴う水抑圧スペクトル計測 (本計測)中に、定期的な非水抑圧スぺク トル計測 (予備計測)を行い、得られた非水抑圧時系列信号の位相変化を検出して記 録し (この定期的な予備計測を行うことにより、静磁場強度 (共鳴周波数)の時間変動 を検知することが可能となる）、前記予備計測の後に行う水抑圧スペクトル計測 (本計 測)の際、前記記録した非水抑圧時系列信号の位相変化を所定の位相特性に変化 させる位相補正処理を、計測した水抑圧時時系列信号に対して施すようにする。 発明の効果
[0017] 本発明の磁気共鳴撮影装置によれば、静磁場変化に伴う共鳴周波数変動が生じ た場合にも、積算効果により SNRが向上した良好な磁気共鳴スぺ外ルを提供する ことが可能となる。
発明を実施するための最良の形態
[0018] 以下、本発明の実施例について、図面を参照して詳述する。
[0019] 図 1は、本発明が適用される磁気共鳴撮影装置の外観図である。図 1 (a)は、ソレノ イドコイルで静磁場を発生するトンネル型磁石を用いた磁気共鳴撮影装置であり、図 1 (b)は、開放感を高めるために磁石を上下に分離したハンバーガー型の磁気共鳴 撮影装置である。また、図 1 (c)は、図 1 ωと同じトンネル型の磁気共鳴撮影装置で ある力 磁石の奥行を短くし且つ斜めに傾けることによって、開放感を高めている。
[0020] 図 2は、本発明が適用される磁気共鳴撮影装置の一構成例を示す図である。
[0021] 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により生成される直交する 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、静磁場の均一度を調整できるシムコィ ル 11を備えている場合もある。被検体 1に対し、プローブ 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、被検体 1から発生する磁気共鳴信号をプロ ブ 4により検出する。なお、照射する高周波磁場は、送信機 8により生成され、検出し た磁気共鳴信号は受信機 9を通して計算機 5に送られる。計算機 5は、磁気共鳴信 号に対して様々な演算処理を行レ、スペクトル情報や画像情報を生成し、それらの情 報をディスプレイ 6に表示したり記憶装置 13に記録したりする (必要に応じて、測定条 件等も記憶装置 13に記録される)。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、送信機 8及び受信機 9は、シーケンス制御装置 10により 制御される。
[0022] なお、図 2は、プローブ 4を送信 ·受信兼用として用いる場合の例を示しているが、 送信用プローブと受信用プローブを分離して備えている場合もある。
[0023] 図 3は、本発明の実施例で使用する、 MRS計測のパルスシーケンス（MRSパルス シーケンス）の一例を示す図である。
[0024] 図 3に示す MRSパルスシーケンスでは、まず初めに、第 1スライス (X軸に垂直な面) 選択用の第 1の傾斜磁場 (X軸方向の傾斜磁場) Gsl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、第 1スライス内の核磁化を励起状態に できる。ここで、 TEをエコー時間、 TRを繰返し時間とする。次に、 RF1の照射から T EZ4後に、第 2スライス (Y軸に垂直な面)選択用の第 2の傾斜磁場 (Y軸方向の傾斜 磁場） Gs2と 180° パルスと呼ばれる第 2の高周波磁場 RF2を同時に印加することに より、 RF1によって励起されていた第 1スライス内の核磁化のうち、第 2スライスにも含 まれる核磁化を 180° 反転できる。さらに、 RF2の照射力も TE/2後に、第 3スライス (Z軸に垂直な面)選択用の第 3の傾斜磁場 (Z軸方向の傾斜磁場) Gs3と 180° パル スと呼ばれる第 3の高周波磁場 RF3を同時に印加することにより、 RF2によって反転 された第 1スライスと第 2スライスの交差領域内にある核磁化のうち、第 3スライスにも 含まれる核磁化を再度 180° 反転できる。上記の 3組の、高周波磁場及び傾斜磁場 の印加により、 RF3の照射力 TE/4後の時点をエコータイムとする磁気共鳴エコー 信号 Siglを発生できる。尚、ここでは RF照射を 3回行う例を記載している力 RF照射 は少なくとも 1回行えばょレ、。
[0025] なお、 Gslの印加の直後に印加される Gsl'は、 Gslに対するリフェイズ (位相戻し） 用の傾斜磁場である。また、 RF2の印加の前後で印加される Gdlと Gdl'、および、 G d2と Gs2'は、 RF1の照射により励起された核磁化の位相は乱さず（すなわち、 Gdl と Gdl 'で位相変化はキャンセルされ、 Gd2と Gs2'で位相変化はキャンセルされる。 ) 、 RF2の照射により励起された核磁化をディフェイズ (位相乱し)するための傾斜磁場 である。さらに、 RF3の印加の前後で印加される Gd3と Gd3'、および、 Gd4と Gd4'は 、 RF1の照射により励起された核磁化の位相は乱さず（すなわち、 Gd3と Gd3'で位 相変化はキャンセルされ、 Gd4と Gd4'で位相変化はキャンセルされる。）、 RF3の照 射によって励起された核磁化をディフェイズ (位相乱し)するための傾斜磁場である。
[0026] 図 3のパルスシーケンスを実行することにより、上記の 3つのスライスが交差する領 域 (撮影ボタセル) VIから発生する磁気共鳴信号を測定でき、測定された磁気共鳴 信号に対してフーリエ変換 (FT)を施すことにより、撮影ボタセル VIの磁気共鳴スぺ タトルを得ることが可能となる。なお、第 1の高周波磁場 RF1及び第 2の高周波磁場 R F2には、通常、矩形状の励起周波数特性を有する SINC波形 (sin(t)/t)が用いられ る場合が多い。
[0027] 上述したように、水信号を抑圧せずに MRS計測を行うと、水分子から発生する巨大 な信号ピークの裾野に代謝物質の微弱な信号が坦もれてしまい、微弱な代謝物質信 号を分離'抽出することが非常に困難となる。このため、代謝物質信号を検出する M RS計測では、図 3のシーケンスによる励起 ·検出を行う直前に、水信号を抑圧するた めのプリパルスシーケンスを行う。
[0028] 図 4は、本発明の実施例で使用する、水信号を抑圧するためのプリパルスシーケン ス（水信号抑圧パルスシーケンス）の一例を示す図であり、公知の水信号抑圧方法（ 非特許文献 2参照）である。
[0029] 図 4に示すパルスシーケンスでは、まず初めに、水分子にのみ含まれている核磁化 を励起させるために、送信周波数 Ftを水の共鳴周波数 Fwに設定し、且つ励起周波 数帯域 Δ Ftを水ピーク幅 Δ Fw程度に設定した高周波磁場 (水励起用高周波磁場） RFwlの照射を行う (水核磁化の選択励起)。次に、励起状態にある水の核磁化の位 相をバラバラにして、水の核磁化のベクトル和をゼロとするために、ディフェイズ用傾 斜磁場 Gdwlの印加を行う (水核磁化の疑似飽和)。更に、水信号の抑圧効果を増す ために、水励起用高周波磁場 RFwl及びディフェイズ用傾斜磁場 Gdwlと同様の高 周波磁場及びディフェイズ用傾斜磁場の印加を、 3回程度繰り返して行う場合が多レ、 (図 4は、 3回繰り返すシーケンス例である）。なお、高周波磁場 RFwlには、狭帯域 の励起周波数特性を有するガウス波形が用いられる場合が多い。また、図 4に示す 例は、ディフェイズ用傾斜磁場として Gx、 Gy、 Gzのうちいずれ力 1軸の傾斜磁場を 印加する例であるが、 Gx、 Gy、 Gzの 3軸全ての傾斜磁場を同時に印加しても良いし 、いずれか 2軸を同時に印加しても構わない。そして、この水磁化の疑似飽和状態が 続いている間に、（図 4のシーケンスに続けて）図 3のシーケンスを行うことにより、微 弱な代謝物質の信号を測定することが可能となる。
[0030] なお、通常、水励起用高周波磁場 RFwのフリップ角は 90° 前後に設定する場合 が多いが、ディフェイズ用傾斜磁場 Gdwについては、印加軸数や印加強度として様 々な組合せや数値が用いられている。また通常、生体内から検出できる代謝物質の 信号は、非常に微弱である場合が多いため、得られるスぺタトノレの SNRを向上させる ことを目的に、計測を複数回繰り返し行レ、、得られた信号を足し合わせる処理を行う ( 積算処理)。
[0031] 図 5は、静磁場強度が時間的に一定 (共鳴周波数が一定)であることを前提とした、 従来の MRS計測手順の一例を示すフローチャート図である。以下に、撮影手順の 概要を説明する。
[0032] St印 05-01 :前記図 3に示した MRSシーケンスを用いて、測定対象ボクセノレ VIから 発生する磁気共鳴信号 RW(t)を取得する（RW(t)は、時系列順に並んだ M点分 (t = 1, 2, 3，…， M、例えば、 4096点分）の複素数データである）。
[0033] Step05-02 :前記磁気共鳴信号 RW(t)にフーリエ変換 (FT)を施すことにより、磁気 共鳴スペクトル SW( 5 )を算出する（SW( S )は、 M点分（δ = 1, 2, 3，…， Μ、例えば、 4
096点分）の複素数データである）。
[0034] St印 05-03：前記磁気共鳴スペクトル SW( δ )から水信号ピーク位置 δ Wを検出し、 水共鳴周波数 FWを算出し記録する (通常、最も大きい信号強度を有する点を水信号 ピーク位置 δ Wと判定する)。
[0035] Step05_04 :前記 FWの値を基準として、水信号を抑圧する処理で照射する高周波 磁場の送信周波数、撮影ボタセル VIを選択励起するために照射する高周波磁場の 送信周波数、撮影ボタセル VIから発生する磁気共鳴信号を検出する際の受信周波 数の各値を設定する。
[0036] Step05-05：代 Hi物質信号を取得するための本計測シーケンス（図 4に示す水信号 抑圧パルスシーケンスと、図 3に示す MRSシーケンスとを連続して行う計測）を行い、 撮影ボタセル VIから発生する磁気共鳴信号 RMl(t)を計測する（RMl(t)は、時系列順 に並んだ M点分 (t= 1, 2, 3，…， M、例えば、 4096点分）の複素数データである）。
[0037] Step05-06： Step05_05を積算回数 N回繰り返し、 N個の磁気共鳴信号 RMi(t)を取得 する (i = l, 2, 3, N、 RMi(t)は、時系列順に並んだ M点分 (t = l, 2, 3, ..., M、例え ば、 4096点分）の複素数データである)。
[0038] St印 05-07：前記 N個の RMi(t)を足し合わせて、積算磁気共鳴信号 R(t)を算出する（ R(t)は、時系列順に並んだ M点分 (t = l, 2， 3, ··., M、例えば、 4096点分）の複素数 データである）。
[0039] St印 05-08：前記 R(t)にフーリエ変換を施し、積算スペクトル S( δ )を算出する（S( δ ) は、 Μ点分 ( δ = 1， 2, 3，…， Μ、例えば、 4096点分）の複素数データである）。
[0040] この図 5に示す計測手順では、静磁場強度が時間的に一定であることを前提に、高 周波磁場照射時の送信周波数と磁気共鳴信号検出時の受信周波数を設定し、計測 した信号をそのまま積算しているため、何らかの原因によって静磁場強度が時間的 に変化した場合、積算回数が増加するに従って計測ピークの位置がずれ、十分な積 算効果が得られなくなってしまう。 [0041] (実施例 1)
図 6に、本発明の第 1の実施例における撮影手順を示す。
[0042] 本実施例では、信号積算のための繰り返し計測を伴う水抑圧スペクトル計測 (本計 測)中に、定期的な非水抑圧スペクトル計測 (予備計測)を行い、得られた非水抑圧ス ベクトルから水共鳴周波数 (水ピーク位置)と水信号ピークの位相値を定期的に検出 する (この定期的な予備計測を行うことにより、静磁場強度 (共鳴周波数)の時間変動 を検知することが可能となる)。前記予備計測の後に行う水抑圧スペクトル計測 (本計 測)の際に、磁気共鳴信号検出時の受信開始位相値を前記予備計測で検出した水 信号ピーク位置の位相値力も算出した値に設定しておき、計測した磁気共鳴信号を 積算する際、前記予備計測で検出した水信号ピーク位置から算出した値だけデータ シフトさせた後、積算処理を行う。
[0043] Step06-01：図 3に示した MRSシーケンスを用いて、測定対象ボクセノレ VIから発生 する非水抑圧時の磁気共鳴信号 RWi(t)を取得する（i = l、 RWi(t)は、時系列順に並 んだ M点分 (t= l， 2, 3，…， M、例えば、 4096点分）の複素数データである）。
[0044] Step06-02：前記時系列信号 RWi(t)にフーリエ変換を施すことにより、磁気共鳴スぺ タトル SWi( S )を算出する（SWi( 5 )は、 M点分（δ = 1, 2， 3, ·.., Μ、例えば、 4096点分 )の複素数データである）。
[0045] St印 06-03：前記磁気共鳴スペクトル SWi( δ )から水信号ピーク位置 δ Wiを検出し、 水共鳴周波数 FWiを算出し記録する (通常、最も大きい信号強度を有する点を、水 信号ピーク位置 S Wiとする）。
[0046] Step06-04：前記ピーク位置 δ Wiと所定のピーク位置 δ W0とのずれ点数 TWiを算 出し記録する（例えば、前記ピーク位置 δ Wiが 2046点目で、所定のピーク位置をス ベクトル中心（2048点目）とする場合には、ずれ点数 TWi = 2046_2048= _2と算出 する)。
[0047] St印 06-05：前記ピーク位置 δ Wiでの信号位相値 φ Wiと、所定の位相値 φ WOとの ずれ角
度 Θ Wiを算出し記録する（例えば、前記信号位相値 φ Wiの値が 30度で、所定の位 相値 φ \Υ0を 0度とする場合には、 e Wi=0— 30=— 30度と算出する）。 [0048] St印 06-06：前記水共鳴周波数 FWiの値を基準として、水信号抑圧処理で照射する 高周波磁場の送信周波数、撮影ボタセル VIを選択励起するために照射する高周波 磁場の送信周波数、撮影ボタセル VIから発生する磁気共鳴信号を検出する際の受 信周波数の各値を設定する。
[0049] Step06-07：受信開始位相値として、前記ずれ角度 Θ Wiを設定する。
[0050] St印 06-08：代篛す物質信号を取得するための本計測シーケンス（図 4に示す水信号 抑圧パルスシーケンスと、図 3に示す MRSシーケンスとを連続して行う計測）を行い、 撮影ボタセル VIから発生する磁気共鳴信号 RMj(t)を計測する (j= 1、 RMj(t)は、時系 列順に並んだ M点分 (t = l, 2, 3, ..., M、例えば、 4096点分)の複素数データである)。
[0051] Step06-09 :前記磁気共鳴信号 RMj(t)にフーリエ変換を施すことにより、磁気共鳴ス ベクトル SMj δ )を算出する（SMj δ )は、 Μ点分（ δ = 1, 2， 3， ..., Μ、例えば、 4096点 分）の複素数データである）。
[0052] Step06-10 :前記磁気共鳴スペクトル SMj( 5 )に対して、前記ずれ点数 TWiだけピー ク位置をシフト (回転)させる処理を施し、補正後スペクトル SNj( 5 )を算出する（例えば 、 TWi=—2の時、「補正後スペクトル SNj( δ )の1^点目の信号 SNj(k)」は、 k≤ (M + (— 2))の場合には SMj(k— (— 2))が入り、 k > (M + (— 2))の場合には SMj(k— (― 2)— M)が 入る。即ち、シフト前に「SMj(l) (=始点)， SMj(2), SMj(3),…， SMj(2048) (=中心点), SMj(4094), SMj(4095), SMj(4096) (=終点)」の順で配置されていたデータの並び は、シフト後には「SMj(3) (=始点)， SMj(4), SMj(5),…， SMj(2046) (=中心点), ··., S Mj(4096), SMj(l), SMj(2) (=終点)」の順で配置される）。
[0053] St印 06-11：上記 St印 06-08〜St印 06-10の処理を、全積算回数 N回 (例えば、 300回) よりも小さい所定の回数 L回 (例えば、 10回)繰り返し、 L個の磁気共鳴スペクトル SMj( δ ) (j= l, 2, 3，…， L)を取得し、計測毎にこの SMj( δ )を足し合わせて、積算スぺタト ル Si( S )を算出する。
[0054] St印 06-12 :上記 St印 06-01〜St印 06-11の処理を繰り返して、全積算 N回分の本計 測スぺクトル3\4 3 ) 0= 1， 2, 3, · .., N)を計測し、算出した (N/L)個（例えば、 30個) の積算スペクトル Si( S ) (i = l, 2, 3，…，（N/L))を更に足し合わせることにより、全積算 スペクトル S( δ )を取得する。 [0055] 上記の一連の処理を行うことにより、静磁場変化に伴う共鳴周波数変動が生じた場 合にも、ピーク位置と信号位相が揃ったスペクトルを繰り返し計測することが可能とな り、積算効果により SNRが向上したスペクトル信号を得ることが可能となる。例えば、 0.2〜0.4Hz/min程度の共鳴周波数変動があった場合、本実施例を適用すること によって、計測時間 7分で取得されたスペクトル上で、ピーク半値幅が 30%程度縮小 し、スペクトル分解能の向上が期待できる。 SNRについては、理論通りの積算効果（「 積算回数の平方根」倍の向上)が可能である。
[0056] (実施例 2)
図 7に、本発明の第 2の実施例における撮影手順を示す。
[0057] 本実施例では、信号積算のための繰り返し計測を伴う水抑圧スペクトル計測 (本計 測)中に、定期的な非水抑圧スペクトル計測 (予備計測)を行い、得られた非水抑圧時 系列信号の位相変化を検出し記録する。この定期的な予備計測を行うことにより、静 磁場強度 (共鳴周波数)の時間変動を検知することが可能となる。そして、前記予備計 測の後に行う水抑圧スペクトル計測 (本計測)の際、前記記録した非水抑圧時系列信 号の位相変化を所定の位相特性に変化させる位相補正処理を、計測した水抑圧時 時系列信号に対して施す。
[0058] Step07_01 :前記図 3に示した MRSシーケンスを用いて、測定対象ボクセノレ VIから 発生する磁気共鳴信号 RWi(t)を取得する (i = l、 RWi(t)は、時系列順に並んだ M点分 (t= l， 2, 3， ..., M、例えば、 4096点分)の複素数データである)。
[0059] St印 07-02：前記時系列信号 RWi(t)の各点にっレ、て信号位相値 φ Wi(t)を算出した 後 Wi(t)は、 M点分 (t = l, 2, 3，…， M、例えば、 4096点分)の実数データである）、 前記位相特性 φ Wi(t)を所定の位相特性 φ W0(t)に変化させるための位相補正関数 Θ Wi(t)を算出し記録する (例えば、前記信号位相値 (i) Wi(t)の値を、全て 0度に補正 する場合 W0(t) = 0)には、 Θ Wi(t) = 0_ (i> Wi(t)= _ ci) Wi(t)と算出する)。
[0060] Step07-03 :前記時系列信号 RWi(t)にフーリエ変換を施すことにより、磁気共鳴スぺ タトル SWi( 5 )を算出する（SWi( S )は、 M点分（δ = 1, 2， 3, .··, Μ、例えば、 4096点分 )の複素数データである）。
[0061] Step07-04 :前記磁気共鳴スペクトル SWi( δ )から水信号ピーク位置 δ Wiを検出し、 水共鳴周波数 FWiを算出し記録する (通常、最も大きい信号強度を有する点を、水 信号ピーク位置 S Wiとする）。
[0062] St印 07-05：前記水共鳴周波数 FWiの値を基準として、水信号抑圧処理で照射する 高周波磁場の送信周波数、撮影ボタセル VIを選択励起するために照射する高周波 磁場の送信周波数、撮影ボタセル VIから発生する磁気共鳴信号を検出する際の受 信周波数の各値を設定する。
[0063] St印 07-06：代篛す物質信号を取得するための本計測シーケンス（図 4に示す水信号 抑圧パルスシーケンスと、図 3に示す MRSシーケンスとを連続して行う計測）を行い、 撮影ボタセル VIから発生する磁気共鳴信号 RMj(t)を計測する (j= 1、 RMj(t)は、時系 列順に並んだ M点分 (t= l， 2, 3, ..., M、例えば、 4096点分）の複素数データである）
[0064] Step07-07：前記磁気共鳴信号 RMj(t)に対して、前記位相補正関数 Θ Wi(t)を用い た位相補正処理を施し、補正後磁気共鳴信号 RNj(t)を算出する。
[0065] Step07-08：前記補正後磁気共鳴信号 RNj(t)にフーリエ変換を施すことにより、補正 後磁気共鳴スペクトル SNj( 5 )を算出する（SNj( 5 )は、 Μ点分 ( δ = 1， 2， 3,…， Μ、例 えば、 4096点分）の複素数データである）。
[0066] Step07-09：上記 Step07_06〜St印 07-08の処理を、全積算回数 N回（例えば、 300回
)よりも小さい所定の回数 L回（例えば、 10回）繰り返し、 L個の補正後磁気共鳴スぺク トル SNj( δ )(j= l, 2, 3，…， L)を取得し、計測毎にこの SNj( δ )を足し合わせて、積算ス ベクトル Si( S )を算出する。
[0067] St印 07-10 :上記 St印 07-01〜St印 07-09の処理を繰り返して、全積算 N回分の本計 測スペクトル SNj( δ ) (j= l， 2, 3，…， N)を計測し、算出した（N/L)個（例えば、 30個) の積算スペクトル Si( S ) (i = l, 2, 3，…，（N/L))を更に足し合わせることにより、全積算 スペクトル S( δ )を取得する。
[0068] 上記の一連の処理を行うことにより、静磁場変化に伴う共鳴周波数変動が生じた場 合にも、前記第 1の実施例と同様に、積算効果により SNRが向上したスぺ外ル信号 を得ることが可能となる。
[0069] なお、上記のように、非水抑圧時の磁気共鳴信号の位相特性をリファレンスとする 位相補正処理には、傾斜磁場渦電流によって生じる磁気共鳴信号歪みを低減させ る効果 (渦電流補正効果)があることが知られている。上記第 2の実施例には、前記位 相補正で利用するリファレンス位相特性を定期的に計測 (更新)する効果があるため、 静磁場変化に伴う共鳴周波数変動が生じた場合にも、安定した前記渦電流効果を 得ることが可能となる。
産業上の利用可能性
[0070] 以上詳述したように、本発明の磁気共鳴撮影装置によれば、静磁場変化に伴う共 鳴周波数変動が生じた場合にも、積算効果により SNRが向上した良好な磁気共鳴 スペクトルを提供することが可能となる。
図面の簡単な説明
[0071] [図 1]本発明が適用される磁気共鳴撮影装置を示す外観図。
[図 2]本発明が適用される磁気共鳴撮影装置の一構成例を示す図。
[図 3]本発明の実施例で使用する MRSパルスシーケンスの一例を示す図。
[図 4]本発明の実施例で使用する、水信号を抑圧するためのパルスシーケンスの一 例を示す図。
[図 5]従来の MRS計測の手順を示すフローチャート図。
[図 6]本発明の第 1の実施例における、 MRS計測の手順を示すフローチャート図（実 施例 1)。
[図 7]本発明の第 2の実施例における、 MRS計測の手順を示すフローチャート図（実 施例 2)。
符号の説明
[0072] 1…被検体、 2…静磁場発生マグネット、 3…傾斜磁場発生コイル、 4…プローブ、 5 …計算機、 6…ディスプレイ、 7…傾斜磁場用電源部、 8…送信機、 9…受信機、 10 …シーケンス制御装置、 11…シムコイル、 12…シム用電源部、 13…記憶装置、 RF …高周波磁場、 Gx—X軸方向の傾斜磁場、 Gy—Y軸方向の傾斜磁場、 Gz— Z軸 方向の傾斜磁場、 RF1、 RF2…高周波磁場パルス、 Gsl、 Gs2、 Gs3…スライス傾 斜磁場、 Sigl…磁気共鳴エコー信号、 TR…繰返し時間、 TE…エコー時間、 RFwl 、 RFw2、 RFw3…水励起用高周波磁場、 Gdwl、 Gdw2、 Gdw3…ディフェイズ用 傾斜磁場。

Claims

請求の範囲 [1] 静磁場を発生する手段と、静磁場内に置かれた被検体に印加する高周波磁場を 発生する高周波磁場発生手段と、前記被検体に印加する傾斜磁場を発生する傾斜 磁場発生手段と、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を計測する計測手段と、前 記磁気共鳴信号についての演算を行う演算手段と、前記磁気共鳴信号と前記演算 手段による演算結果を記憶する記憶手段と、前記各手段の動作を制御するシーケン ス制御手段とを具備し、前記シーケンス制御手段は、前記高周波磁場を前記被検体 に少なくとも 1回照射し、前記傾斜磁場の印加強度がほぼゼロの状態で、前記高周 波磁場の照射の後に発生する前記磁気共鳴信号を計測し、計測された前記磁気共 鳴信号から磁気共鳴スペクトル情報を算出して磁気共鳴スペクトル計測を行う制御を 含み、かつ、前記シーケンス制御手段は、前記磁気共鳴信号の計測を複数回繰り返 して行う場合に、 (1)前記磁気共鳴信号計測の繰り返しの間、水信号のピーク位置と信号位相を計測 するための予備計測を少なくとも 1回実行すること、 (2)前記予備計測で得られた前記磁気共鳴信号をフーリエ変換して得られる磁気共 鳴スペクトルから水信号のピーク位置の所定の基準位置からのずれ量を検出するこ と、 (3)前記 (2)で検出した前記水信号ピーク位置での信号位相値を算出すること、(4)前記（3)で算出した信号位相値に基づいて、前記予備計測以降に実行する前 記スペクトル計測における、前記磁気共鳴信号を計測する際の受信開始位相値を設 定すること、及び、前記（2)で検出した前記水信号ピーク位置に基づいて、前記予備 計測以降に実行した前記スぺ外ル計測で得られた磁気共鳴信号をフーリエ変換し て得られる磁気共鳴スペクトルを前記ずれ量だけシフトさせる処理を行うこと、のうち 少なくとも一つの制御を行うことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。 [2] 請求項 1に記載の磁気共鳴撮影装置において、前記シーケンス制御手段は、前記 予備計測を、所定回数の磁気共鳴信号の計測ごとに行う制御を行うことを特徴とする 磁気共鳴撮影装置。 [3] 静磁場を発生する手段と、静磁場内に置かれた被検体に印加する高周波磁場を 発生する高周波磁場発生手段と、前記被検体に印加する傾斜磁場を発生する傾斜 磁場発生手段と、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を計測する計測手段と、前 記磁気共鳴信号についての演算を行う演算手段と、前記磁気共鳴信号と前記演算 手段による演算結果を記憶する記憶手段と、前記各手段の動作を制御するシーケン ス制御手段とを具備し、前記シーケンス制御手段は、前記高周波磁場を前記被検体 に少なくとも 1回照射し、前記傾斜磁場の印加強度がほぼゼロの状態で、前記高周 波磁場の照射の後に発生する前記磁気共鳴信号を計測し、計測された前記磁気共 鳴信号から磁気共鳴スペクトル情報を算出して磁気共鳴スペクトル計測を行う制御を 含み、かつ、前記シーケンス制御手段は、前記磁気共鳴信号の計測を複数回繰り返 して行う場合に、
(1)所定回数の前記磁気共鳴信号計測毎に、水信号のピーク位置と信号位相を計 測するための予備計測を実行すること、
(2)前記予備計測で得られた前記磁気共鳴信号をフーリエ変換して得られる磁気共 鳴スペクトルから水信号のピーク位置（ δ )を検出した後、前記ピーク位置（ δ )と所定 のピーク位置（ δ c)とのずれ点数（ δ— δ c)を算出すること、
(3)前記予備計測で得られた前記磁気共鳴信号をフーリエ変換して得られる磁気共 鳴スペクトルから前記水信号ピーク位置での信号位相値（ Φ )を算出した後、前記信 号位相値 φと、所定の位相値 (0度）とのずれ角度（一 φ )を算出すること、
(4)前記予備計測以降に実行する前記スペクトル計測における、前記磁気共鳴信号 を計測する際の受信開始位相値に、前記（3)で算出したずれ角度一 (ί)を設定するこ と、
(5)前記予備計測以降に実行した前記スペクトル計測で得られた磁気共鳴信号をフ 一リエ変換して得られる磁気共鳴スペクトルに対して、前記（2)で算出したずれ点数（ δ - δ c)分だけ前記磁気共鳴スペクトルをシフトさせる処理を行うこと、の制御を行う ことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。
静磁場を発生する手段と、静磁場内に置かれた被検体に印加する高周波磁場を 発生する高周波磁場発生手段と、前記被検体に印加する傾斜磁場を発生する傾斜 磁場発生手段と、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を計測する計測手段と、前 記磁気共鳴信号についての演算を行う演算手段と、前記磁気共鳴信号と前記演算 手段による演算結果を記憶する記憶手段と、前記各手段の動作を制御するシーケン ス制御手段とを具備し、前記シーケンス制御手段は、前記高周波磁場を前記被検体 に少なくとも 1回照射し、前記傾斜磁場の印加強度がほぼゼロの状態で、前記高周 波磁場の照射の後に発生する前記磁気共鳴信号を計測し、計測された前記磁気共 鳴信号から磁気共鳴スペクトル情報を算出して磁気共鳴スペクトル計測を行う制御を 含み、かつ、前記シーケンス制御手段は、前記磁気共鳴信号の計測を複数回繰り返 して行う場合に、
(1)所定回数の前記磁気共鳴信号計測毎に、水信号の位相変化を計測するための 予備計測を実行すること、
(2)前記予備計測で得られた前記磁気共鳴信号の各点について信号位相値を算出 すること、
(3)前記（2)で算出した信号位相値に基づいて、前記予備計測以降に実行した前 記スペクトル計測で得られた磁気共鳴信号に対して、位相補正処理を行うこと、の制 御を行うことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。
静磁場を発生する手段と、静磁場内に置かれた被検体に印加する高周波磁場を 発生する高周波磁場発生手段と、前記被検体に印加する傾斜磁場を発生する傾斜 磁場発生手段と、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を計測する計測手段と、前 記磁気共鳴信号についての演算を行う演算手段と、前記磁気共鳴信号と前記演算 手段による演算結果を記憶する記憶手段と、前記各手段の動作を制御するシーケン ス制御手段とを具備し、前記シーケンス制御手段は、前記高周波磁場を前記被検体 に少なくとも 1回照射し、前記傾斜磁場の印加強度がほぼゼロの状態で、前記高周 波磁場の照射の後に発生する前記磁気共鳴信号を計測し、計測された前記磁気共 鳴信号から磁気共鳴スペクトル情報を算出して磁気共鳴スペクトル計測を行う制御を 含み、かつ、前記シーケンス制御手段は、前記磁気共鳴信号の計測を複数回繰り返 して行う場合に、
(1)所定回数の前記磁気共鳴信号計測毎に、水信号の位相変化を計測するための 予備計測を実行すること、 (2)前記予備計測で得られた前記磁気共鳴信号の各点について信号位相値（ ω) を算出した後、前記各点について信号位相値（ Φ ω)を所定の位相特性（ Φ οω=ο) に変化させるための位相補正関数（一 <ί» ω)を算出すること、
(3)前記 (2)で算出した位相補正関数（一 φ ω)を用いて、前記予備計測以降に実 行した前記スペクトル計測で得られた磁気共鳴信号に対して、位相補正処理を行うこ と、の制御を行うことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。
[6] 請求項 1乃至 5いずれかに記載の磁気共鳴撮影装置において、前記磁気共鳴信 号と前記演算手段による演算結果を表示する表示手段を有することことを特徴とする 磁気共鳴撮影装置。
[7] 計測手段が、被検体に少なくとも 1回照射された高周波磁場により発生した磁気共 鳴信号を、傾斜磁場の印加強度がほぼゼロの状態で計測するステップと、
演算手段が、計測された前記磁気共鳴信号から磁気共鳴スペクトル情報を算出し て、磁気共鳴スペクトル計測を行うステップと、
シーケンス制御手段が、
(1)前記磁気共鳴信号の計測する間に、水信号のピーク位置と信号位相を計測する ための予備計測を少なくとも 1回実行するステップと、
(2)前記予備計測で得られた前記磁気共鳴信号をフーリエ変換して得られる磁気共 鳴スペクトルから水信号のピーク位置の所定の基準位置からのずれ量を検出するス テツプと、
(3)前記 (2)で検出した前記水信号ピーク位置での信号位相差を算出するステップ と、
(4)前記（3)で算出した信号位相値に基づいて、前記予備計測以降に実行する前 記スペクトル計測における、前記磁気共鳴信号を計測する際の受信開始位相値を設 定するステップ、及び、前記（2)で検出した前記水信号ピーク位置に基づいて、前記 予備計測以降に実行した前記スぺ外ル計測で得られた磁気共鳴信号をフーリエ返 還して得られる磁気共鳴スペクトルを前記ずれ量だけシフトさせる処理を行うステップ の少なくとも一方のステップを行うことを制御することを特徴とする磁気共鳴撮影方法
[8] 請求項 7に記載の磁気共鳴撮影方法において、前記予備計測を行うステップを、 所定回数の前記磁気共鳴信号計測を行うステップの繰り返しの間行うことを特徴とす る磁気共鳴撮影方法。
[9] 計測手段が、被検体に少なくとも 1回照射された高周波磁場により発生した磁気共 鳴信号を、傾斜磁場の印加強度がほぼゼロの状態で計測するステップと、
演算手段が、計測された前記磁気共鳴信号から磁気共鳴スペクトル情報を算出し て、磁気共鳴スペクトル計測を行うステップと、
シーケンス制御手段が、
(1)前記磁気共鳴信号計測の繰り返しの間に、水信号の位相変化を計測するための 予備計測を実行するステップと、
(2)前記予備計測で得られた前記磁気共鳴信号の各点について信号位相値を算出 するステップと、
(3)前記（2)で算出した信号位相値に基づいて、前記予備計測以降に実行した前 記スペクトル計測で得られた磁気共鳴信号に対して、位相補正処理を行うことの制御 を行うことを特徴とする磁気共鳴撮影方法。
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