JP3153573B2 - 磁気共鳴装置 - Google Patents
磁気共鳴装置Info
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴現象を利用し
て被検体のスペクトル情報、及び画像情報を得る磁気共
鳴装置に係り、特に、各情報の収集時間を短縮する技術
に関する。
て被検体のスペクトル情報、及び画像情報を得る磁気共
鳴装置に係り、特に、各情報の収集時間を短縮する技術
に関する。
【０００２】
【従来の技術】近年、磁気共鳴診断装置の開発が進む中
で、被検体の生化学的な情報（虚血性疾患、代謝異常、
癌の性状、及び治療効果等）を非侵襲で収集し、評価す
る方法が実用に供されている。
で、被検体の生化学的な情報（虚血性疾患、代謝異常、
癌の性状、及び治療効果等）を非侵襲で収集し、評価す
る方法が実用に供されている。
【０００３】スペクトロスコピーはこのような評価に用
いられるものであり、例えば、リンのスペクトロスコピ
ーからは組織の活性度を反映するエネルギー代謝情報を
得ることができ、プロトンのスペクトロスコピーから
は、虚血状態の程度を示す乳酸、脳の機能と精密な関係
を示すといわれているＮＡＡ（Ｎ−アセチルアスパラギ
ン酸）等の代謝産物を検出することができる。さらに、
これらの分布を画像化（ＭＲＳＩ：Magnetic Resonance
Spectroscopic Imaging) することで、正常組織と疾患
部位の診断が可能であると言われており、高度の予防診
断等を行うためには、複数の核種によってもたらされる
生化学情報（機能情報）の分布をそれぞれ得ることが望
まれている。
いられるものであり、例えば、リンのスペクトロスコピ
ーからは組織の活性度を反映するエネルギー代謝情報を
得ることができ、プロトンのスペクトロスコピーから
は、虚血状態の程度を示す乳酸、脳の機能と精密な関係
を示すといわれているＮＡＡ（Ｎ−アセチルアスパラギ
ン酸）等の代謝産物を検出することができる。さらに、
これらの分布を画像化（ＭＲＳＩ：Magnetic Resonance
Spectroscopic Imaging) することで、正常組織と疾患
部位の診断が可能であると言われており、高度の予防診
断等を行うためには、複数の核種によってもたらされる
生化学情報（機能情報）の分布をそれぞれ得ることが望
まれている。
【０００４】ところが、生体内におけるリン等の代謝物
質の濃度は数ミリモルから数十ミリモル程度と低濃度で
あるためその計測には長時間を要する。
質の濃度は数ミリモルから数十ミリモル程度と低濃度で
あるためその計測には長時間を要する。
【０００５】また、各核種毎に検出感度が異なるので、
各核種で得られる分布画像のボクセルサイズを揃えるこ
とができない。したがって、従来では、複数の核種から
の磁気共鳴スペクトルを観測する際には、各核種毎にパ
ルスシーケンス中のエンコード時間、あるいはエンコー
ドの為の勾配磁場強度を変更しなければならないので、
一連のパルスシーケンスで複数の核種からの磁気共鳴ス
ペクトルを得ることができず、観測する核種の数だけ測
定時間が長くなるという欠点があった。
各核種で得られる分布画像のボクセルサイズを揃えるこ
とができない。したがって、従来では、複数の核種から
の磁気共鳴スペクトルを観測する際には、各核種毎にパ
ルスシーケンス中のエンコード時間、あるいはエンコー
ドの為の勾配磁場強度を変更しなければならないので、
一連のパルスシーケンスで複数の核種からの磁気共鳴ス
ペクトルを得ることができず、観測する核種の数だけ測
定時間が長くなるという欠点があった。
【０００６】また、生体内のプロトンやリン等の代謝物
の濃度は極めて低いので、ＭＲＳＩ画像の分解能は通常
のＭＲＩ画像に比べて劣っている。したがって、ＭＲＳ
Ｉ画像のみでは位置の同定が非常に困難であるので、従
来においては、ＭＲＩ画像とＭＲＳＩ画像との両者を
得、これによって、位置の同定を行なっている。このた
め、測定時間が著しく長くなっていた。
の濃度は極めて低いので、ＭＲＳＩ画像の分解能は通常
のＭＲＩ画像に比べて劣っている。したがって、ＭＲＳ
Ｉ画像のみでは位置の同定が非常に困難であるので、従
来においては、ＭＲＩ画像とＭＲＳＩ画像との両者を
得、これによって、位置の同定を行なっている。このた
め、測定時間が著しく長くなっていた。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】このように、従来にお
ける磁気共鳴診断装置では、複数の核種からの磁気共鳴
スペクトルを測定する際には、核種の数だけパルスシー
ケンスを実施する必要があるので、長時間を要する。ま
た、ＭＲＳＩ画像における位置の同定を行なう場合に
は、ＭＲＩ画像を撮像する必要があり、この際において
も、ＭＲＳＩとＭＲＩとで異なるパルスシーケンスを実
施する必要があるのでデータ収集に長時間を要するとい
う欠点があった。
ける磁気共鳴診断装置では、複数の核種からの磁気共鳴
スペクトルを測定する際には、核種の数だけパルスシー
ケンスを実施する必要があるので、長時間を要する。ま
た、ＭＲＳＩ画像における位置の同定を行なう場合に
は、ＭＲＩ画像を撮像する必要があり、この際において
も、ＭＲＳＩとＭＲＩとで異なるパルスシーケンスを実
施する必要があるのでデータ収集に長時間を要するとい
う欠点があった。
【０００８】この発明はこのような従来の課題を解決す
るためになされたもので、その第１の目的は、複数の核
種からの磁気共鳴スペクトルを短時間で収集できる磁気
共鳴装置を提供することである。また、第２の目的は、
ＭＲＳＩ画像とＭＲＩ画像の両者を短時間で撮影するこ
とのできる磁気共鳴装置を提供することである。
るためになされたもので、その第１の目的は、複数の核
種からの磁気共鳴スペクトルを短時間で収集できる磁気
共鳴装置を提供することである。また、第２の目的は、
ＭＲＳＩ画像とＭＲＩ画像の両者を短時間で撮影するこ
とのできる磁気共鳴装置を提供することである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明は、一様な静磁場中に配置された被検体に、
高周波磁場、および、勾配磁場を印加して、被検体から
の複数の核種の磁気共鳴信号を収集する磁気共鳴装置に
おいて、前記被検体内の複数の核種に起因した磁気共鳴
信号を収集するために、該核種を励起する周波数を所有
した各々の高周波パルスを、前記勾配磁場に先立ち印加
する手段と、前記核種毎に必要な位置識別のためのエン
コード位相を付与するために、高周波パルス、ならび
に、勾配磁場を印加する手段と、を具備することが特徴
である。
め、本発明は、一様な静磁場中に配置された被検体に、
高周波磁場、および、勾配磁場を印加して、被検体から
の複数の核種の磁気共鳴信号を収集する磁気共鳴装置に
おいて、前記被検体内の複数の核種に起因した磁気共鳴
信号を収集するために、該核種を励起する周波数を所有
した各々の高周波パルスを、前記勾配磁場に先立ち印加
する手段と、前記核種毎に必要な位置識別のためのエン
コード位相を付与するために、高周波パルス、ならび
に、勾配磁場を印加する手段と、を具備することが特徴
である。
【００１０】また、他の発明では、一様な静磁場中に配
置された被検体に、高周波磁場、および、勾配磁場を印
加して、被検体からの磁気共鳴画像信号、ならびに、磁
気共鳴スペクトル信号を収集する磁気共鳴装置におい
て、第一の選択励起パルスの励起角θが９０゜＜θ＜１
８０゜であり、前記第一の選択励起パルスによって励起
された縦磁化が概略０となる時刻までに磁気共鳴画像信
号を収集する手段と、前記第一の選択励起パルスによっ
て励起された縦磁化が概略０となる時刻から磁気共鳴ス
ペクトル信号を得る手段と、を有することを特徴とす
る。
置された被検体に、高周波磁場、および、勾配磁場を印
加して、被検体からの磁気共鳴画像信号、ならびに、磁
気共鳴スペクトル信号を収集する磁気共鳴装置におい
て、第一の選択励起パルスの励起角θが９０゜＜θ＜１
８０゜であり、前記第一の選択励起パルスによって励起
された縦磁化が概略０となる時刻までに磁気共鳴画像信
号を収集する手段と、前記第一の選択励起パルスによっ
て励起された縦磁化が概略０となる時刻から磁気共鳴ス
ペクトル信号を得る手段と、を有することを特徴とす
る。
【００１１】
【作用】上述の如く構成すれば、特定の核種に、１８０
°の選択性パルスが印加されこのパルスの前後にエンコ
ード方向の勾配磁場が印加される。そして、１８０°パ
ルスが印加された核種は、この前後の勾配磁場が互いに
相殺され、１８０°パルスが印加されない核種は、両磁
場が加算される。従って、この勾配磁場の大きさを適宜
調整すれば、異なる核種にそれぞれ任意のエンコードを
与えることができる。その結果、１回のパルスシーケン
スで、複数核種の磁気共鳴信号を得ることができる。
°の選択性パルスが印加されこのパルスの前後にエンコ
ード方向の勾配磁場が印加される。そして、１８０°パ
ルスが印加された核種は、この前後の勾配磁場が互いに
相殺され、１８０°パルスが印加されない核種は、両磁
場が加算される。従って、この勾配磁場の大きさを適宜
調整すれば、異なる核種にそれぞれ任意のエンコードを
与えることができる。その結果、１回のパルスシーケン
スで、複数核種の磁気共鳴信号を得ることができる。
【００１２】また、磁気共鳴スペクトルと磁気共鳴画像
を得る場合には、９０°＜θ＜１８０°なるフリップ角
θの選択励起パルスを目的領域に印加する。そして、縦
磁化がゼロになるまでの間にフィールドエコー法等を用
いて磁気共鳴画像情報を収集する。また、縦磁化がゼロ
になった後に、代謝物を観測するためのＲＦパルスを印
加し、磁気共鳴スペクトル情報を得る。従って、１回の
パルスシーケンスで磁気共鳴スペクトル情報、及び磁気
共鳴画像情報を得ることができるようになる。
を得る場合には、９０°＜θ＜１８０°なるフリップ角
θの選択励起パルスを目的領域に印加する。そして、縦
磁化がゼロになるまでの間にフィールドエコー法等を用
いて磁気共鳴画像情報を収集する。また、縦磁化がゼロ
になった後に、代謝物を観測するためのＲＦパルスを印
加し、磁気共鳴スペクトル情報を得る。従って、１回の
パルスシーケンスで磁気共鳴スペクトル情報、及び磁気
共鳴画像情報を得ることができるようになる。
【００１３】
【実施例】以下、図面を参照して本発明の実施例を詳細
に説明する。図１は本発明の一実施例に係る磁気共鳴診
断装置の構成を示すブロック図である。
に説明する。図１は本発明の一実施例に係る磁気共鳴診
断装置の構成を示すブロック図である。
【００１４】同図に示す磁気共鳴診断装置は、主磁場
（静磁場）を発生するための主磁石１０と、主磁石電源
１１と、直交するＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向にそれぞれ線形
の勾配磁場分布を持つ勾配磁場を生成するための複数の
勾配コイルを含む勾配コイル系１２と、勾配コイル電源
１３と、複数のシムコイルを含むシムコイル系１４と、
シムコイル電源１５と、高周波磁場の印加と磁気共鳴信
号の検出のための高周波プローブ１６と、プローブ１６
に高周波信号を供給する送信器１７と、ブローブ１６で
検出された磁気共鳴信号を受信し検波および増幅する受
信器１８と、シーケンスコントローラ１９およびＣＰＵ
／メモリ２０によって構成される。ここで、送信器１
７、受信器１８は多核種磁気共鳴信号をそれぞれ励起あ
るいは受信可能であり、プローブ１６は多核種からの磁
気共鳴信号を同時に観察可能なように各々に対してデチ
ュウーンならびにデカップリングが施されている。ま
た、ＣＰＵ／メモリ２０およびシーケンスコントローラ
１９は、高周波パルスの印加のタイミングならびに勾配
磁場の印加のタイミングを各々送信器１７、勾配コイル
電源１３に対して制御信号を送出するものである。
（静磁場）を発生するための主磁石１０と、主磁石電源
１１と、直交するＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向にそれぞれ線形
の勾配磁場分布を持つ勾配磁場を生成するための複数の
勾配コイルを含む勾配コイル系１２と、勾配コイル電源
１３と、複数のシムコイルを含むシムコイル系１４と、
シムコイル電源１５と、高周波磁場の印加と磁気共鳴信
号の検出のための高周波プローブ１６と、プローブ１６
に高周波信号を供給する送信器１７と、ブローブ１６で
検出された磁気共鳴信号を受信し検波および増幅する受
信器１８と、シーケンスコントローラ１９およびＣＰＵ
／メモリ２０によって構成される。ここで、送信器１
７、受信器１８は多核種磁気共鳴信号をそれぞれ励起あ
るいは受信可能であり、プローブ１６は多核種からの磁
気共鳴信号を同時に観察可能なように各々に対してデチ
ュウーンならびにデカップリングが施されている。ま
た、ＣＰＵ／メモリ２０およびシーケンスコントローラ
１９は、高周波パルスの印加のタイミングならびに勾配
磁場の印加のタイミングを各々送信器１７、勾配コイル
電源１３に対して制御信号を送出するものである。
【００１５】次に、図１に示した磁気共鳴診断装置を用
いて複数の核種に基づく代謝物質等のＭＲＳＩデータを
同時に収集するパルスシーケンスについて説明する。な
お、ここでの説明では便宜上２つの核種Ａ核、Ｂ核の場
合で１次元の空間情報をマッピングする例について述べ
る。
いて複数の核種に基づく代謝物質等のＭＲＳＩデータを
同時に収集するパルスシーケンスについて説明する。な
お、ここでの説明では便宜上２つの核種Ａ核、Ｂ核の場
合で１次元の空間情報をマッピングする例について述べ
る。
【００１６】いま、空間情報を一意的に磁化の位相にエ
ンコードするためには、周知のように次の(1) ，(2) 式
に示す条件を満足する必要がある。
ンコードするためには、周知のように次の(1) ，(2) 式
に示す条件を満足する必要がある。
【００１７】 γA ・ΔＧA ・ＲA ・ΔｔA ＝１ …(1) γB ・ΔＧB ・ＲB ・ΔｔB ＝１ …(2) ただし、γは核磁気回転比、ΔＧは勾配磁場強度、Ｒは
空間分解能、Δｔは勾配磁場印加時間、そして、サフィ
ックスのＡ，ＢはそれぞれＡ核、Ｂ核を示す。
空間分解能、Δｔは勾配磁場印加時間、そして、サフィ
ックスのＡ，ＢはそれぞれＡ核、Ｂ核を示す。
【００１８】そして、位相エンコード量を任意に可変さ
せるための基本原理を図２を参照して説明する。同図
(a) に示すシーケンスでは、α°のＲＦパルス２１を印
加した後、エンコード方向の勾配磁場２２（大きさＧ
ｅ，時間ΔＴ）を印加し、次いで１８０°のＲＦパルス
２３を印加し、勾配磁場２４（大きさＧｅ，時間ΔＴ）
を印加している。この場合においては、１８０°ＲＦパ
ルス２３の前後で同一の極性、強度、印加時間をもつ勾
配磁場２２，２４が印加されるので、各勾配磁場２２，
２４は互いに相殺される。従って、位相エンコードを受
けない。
せるための基本原理を図２を参照して説明する。同図
(a) に示すシーケンスでは、α°のＲＦパルス２１を印
加した後、エンコード方向の勾配磁場２２（大きさＧ
ｅ，時間ΔＴ）を印加し、次いで１８０°のＲＦパルス
２３を印加し、勾配磁場２４（大きさＧｅ，時間ΔＴ）
を印加している。この場合においては、１８０°ＲＦパ
ルス２３の前後で同一の極性、強度、印加時間をもつ勾
配磁場２２，２４が印加されるので、各勾配磁場２２，
２４は互いに相殺される。従って、位相エンコードを受
けない。
【００１９】また、同図(b）に示すパルスシーケンスで
は、１８０°ＲＦパルスの前後で勾配磁場の極性が異な
る。従って、各勾配磁場２７，２８は加算されるので、
励起された磁化は、勾配磁場２７の２倍のエンコードを
受ける。
は、１８０°ＲＦパルスの前後で勾配磁場の極性が異な
る。従って、各勾配磁場２７，２８は加算されるので、
励起された磁化は、勾配磁場２７の２倍のエンコードを
受ける。
【００２０】更に、同図(c) に示すパルスシーケンスで
は、１８０°ＲＦパルスを印加せず、単に勾配磁場３
０，３１を連続して印加しているので、励起された磁化
は、勾配磁場３０の２倍のエンコードを受けることにな
る。
は、１８０°ＲＦパルスを印加せず、単に勾配磁場３
０，３１を連続して印加しているので、励起された磁化
は、勾配磁場３０の２倍のエンコードを受けることにな
る。
【００２１】つまり前記した(1) ，(2) 式を満足した状
態で、図２(a) 〜(c) に示す方法を用いれば、勾配磁場
を任意に変更することができることがわかる。
態で、図２(a) 〜(c) に示す方法を用いれば、勾配磁場
を任意に変更することができることがわかる。
【００２２】次に、図３に示すパルスシーケンスを参照
しながら、Ａ核、Ｂ核のＭＲＳＩデータを同時に収集す
る例を説明する。
しながら、Ａ核、Ｂ核のＭＲＳＩデータを同時に収集す
る例を説明する。
【００２３】同図に示すパルスシーケンスでは、まず、
Ａ核を励起させるためのＲＦパルス３２と、Ｂ核を励起
させるためのＲＦパルス３４を同時に印加する。その
後、大きさΔＧ、印加時間Δｔのエンコード方向の勾配
磁場３５を印加する。
Ａ核を励起させるためのＲＦパルス３２と、Ｂ核を励起
させるためのＲＦパルス３４を同時に印加する。その
後、大きさΔＧ、印加時間Δｔのエンコード方向の勾配
磁場３５を印加する。
【００２４】これによって、ＲＦパルス３２，３４は勾
配磁場３５による位相エンコードを受ける。その後、大
きさΔＧ′、印加時間Δｔ′の勾配磁場３６，３７が続
けて印加され、勾配磁場３６，３７の印加間隔にＡ核に
ついてのみ１８０°ＲＦパルス３３が印加される。
配磁場３５による位相エンコードを受ける。その後、大
きさΔＧ′、印加時間Δｔ′の勾配磁場３６，３７が続
けて印加され、勾配磁場３６，３７の印加間隔にＡ核に
ついてのみ１８０°ＲＦパルス３３が印加される。
【００２５】従って、前述したように、Ａ核は勾配磁場
３６，３７によるエンコードは受けない。即ちＡ核の勾
配磁場ΔＧA は、ΔＧA ＝ΔＧとなり、勾配磁場３５に
よるエンコードのみを受けることになる。
３６，３７によるエンコードは受けない。即ちＡ核の勾
配磁場ΔＧA は、ΔＧA ＝ΔＧとなり、勾配磁場３５に
よるエンコードのみを受けることになる。
【００２６】また、Ｂ核は１８０°ＲＦパルスが印加さ
れないので、勾配磁場３６，３７によるエンコードを受
けることになり、また、勾配磁場３６，３７は勾配磁場
３５とは極性が逆であるので、次の(3),(4) 式が成立す
る。
れないので、勾配磁場３６，３７によるエンコードを受
けることになり、また、勾配磁場３６，３７は勾配磁場
３５とは極性が逆であるので、次の(3),(4) 式が成立す
る。
【００２７】 ΔＧ＞ΔＧB …(3) ΔＧ・Δｔ−２・ΔＧ′・Δｔ′＝ΔＧB ・ΔｔB ＝１／（γB ・ＲB ) …(4) 従って、図３に示したパルスシーケンスを用いれば、Ａ
核とＢ核にそれぞれ異なるエンコードを与えることがで
きる。そして、核種の数が多くなった場合でも、１８０
°ＲＦパルス、及び該１８０°ＲＦパルスの前後の勾配
磁場を適宜印加すれば、核種の数が多くなった場合で
も、それぞれの核種に応じたエンコードを与えることは
容易である。
核とＢ核にそれぞれ異なるエンコードを与えることがで
きる。そして、核種の数が多くなった場合でも、１８０
°ＲＦパルス、及び該１８０°ＲＦパルスの前後の勾配
磁場を適宜印加すれば、核種の数が多くなった場合で
も、それぞれの核種に応じたエンコードを与えることは
容易である。
【００２８】このようにして、１回のパルスシーケンス
で複数の核種を同時に励起させ、同時に空間分布のデー
タを収集することができるのである。なお、図３に示す
パルスシーケンスで、勾配磁場３６，３７の１ステップ
における大きさ、及び印加時間は等しくする必要はな
く、(1) ，(2) 式を満足するように決めれば良い。ま
た、各核種のマトリクスサイズは必ずしも一致している
必要はなく、マトリクスサイズが異なるために生じるエ
ンコードステップの超過分のデータは無視しても良い
し、あるいは信号対雑音比を改善するために加算平均処
理を含ませても良い。
で複数の核種を同時に励起させ、同時に空間分布のデー
タを収集することができるのである。なお、図３に示す
パルスシーケンスで、勾配磁場３６，３７の１ステップ
における大きさ、及び印加時間は等しくする必要はな
く、(1) ，(2) 式を満足するように決めれば良い。ま
た、各核種のマトリクスサイズは必ずしも一致している
必要はなく、マトリクスサイズが異なるために生じるエ
ンコードステップの超過分のデータは無視しても良い
し、あるいは信号対雑音比を改善するために加算平均処
理を含ませても良い。
【００２９】図４は勾配磁場強度を一定とした場合の多
核種同時ＭＲＳＩのパルスシーケンス図である。このパ
ルスシーケンスでは、便宜上、２つの核種を励起させる
際に核磁気回転比γの絶対値が小さい核種を基準に考え
る（この例ではＡ核）。そして、Ａ核のＲＦパルス４
０、及びＢ核のＲＦパルス４１が同時に印加された後、
印加時間Δｔ（≦ΔｔA ）のエンコード方向の勾配磁場
パルス４３〜４７が順次印加される。また、Ｂ核につい
ては、勾配磁場パルス４５と４６との間に１８０°ＲＦ
パルス４２が印加される。
核種同時ＭＲＳＩのパルスシーケンス図である。このパ
ルスシーケンスでは、便宜上、２つの核種を励起させる
際に核磁気回転比γの絶対値が小さい核種を基準に考え
る（この例ではＡ核）。そして、Ａ核のＲＦパルス４
０、及びＢ核のＲＦパルス４１が同時に印加された後、
印加時間Δｔ（≦ΔｔA ）のエンコード方向の勾配磁場
パルス４３〜４７が順次印加される。また、Ｂ核につい
ては、勾配磁場パルス４５と４６との間に１８０°ＲＦ
パルス４２が印加される。
【００３０】そして、各磁場パルス４３〜４７の印加時
間Δｔと、Ａ核の勾配磁場印加時間ΔｔA との間にΔｔ
Ｎ＝ΔｔA （Ｎは勾配磁場パルスの数）が成立すれば、
Ａ核については、この勾配磁場パルスを１単位とするエ
ンコードを、目的とする回数ｍ（ｍ＝１，２，…，Ｍ、
ただしＭはマトリクスサイズ）だけ行なうことで空間情
報をマッピングできる。
間Δｔと、Ａ核の勾配磁場印加時間ΔｔA との間にΔｔ
Ｎ＝ΔｔA （Ｎは勾配磁場パルスの数）が成立すれば、
Ａ核については、この勾配磁場パルスを１単位とするエ
ンコードを、目的とする回数ｍ（ｍ＝１，２，…，Ｍ、
ただしＭはマトリクスサイズ）だけ行なうことで空間情
報をマッピングできる。
【００３１】一方、Ｂ核については、１８０°ＲＦパル
スの印加前後で勾配磁場パルスが相殺されるので、エン
コードを受ける勾配磁場パルスの数は、Ｎ1 −Ｎ2 （た
だし、Ｎ 1 は１８０°ＲＦパルス印加前の勾配磁場パル
スの個数、Ｎ2 は同印加後の勾配磁場パルスの個数）と
なる。従って、次の(5) 式を満足させながら位相エンコ
ードを行なうことによって、Ｂ核の空間的に分布をマッ
ピングすることが可能となる。
スの印加前後で勾配磁場パルスが相殺されるので、エン
コードを受ける勾配磁場パルスの数は、Ｎ1 −Ｎ2 （た
だし、Ｎ 1 は１８０°ＲＦパルス印加前の勾配磁場パル
スの個数、Ｎ2 は同印加後の勾配磁場パルスの個数）と
なる。従って、次の(5) 式を満足させながら位相エンコ
ードを行なうことによって、Ｂ核の空間的に分布をマッ
ピングすることが可能となる。
【００３２】 Δｔ（Ｎ1 −Ｎ2 ）＝ΔｔB …(5) また、図３、図４で示したパルスシーケンスによって得
られる各々の核種の分布画像の撮像領域が異なる場合に
は、撮影領域が合致するように補間操作等を行い表示す
ることでそれぞれの核種から得られる情報の空間的な分
布を総合的に診断することが可能となる。
られる各々の核種の分布画像の撮像領域が異なる場合に
は、撮影領域が合致するように補間操作等を行い表示す
ることでそれぞれの核種から得られる情報の空間的な分
布を総合的に診断することが可能となる。
【００３３】次に、プロトンのＭＲＩとＭＲＳＩとを同
時に収集するシーケンスについて説明する。なお、ここ
での説明では、便宜上、被検体の１平面内のＭＲＩ、及
びＭＲＳＩを行なう例について説明する。
時に収集するシーケンスについて説明する。なお、ここ
での説明では、便宜上、被検体の１平面内のＭＲＩ、及
びＭＲＳＩを行なう例について説明する。
【００３４】図５は、Ｎ×Ｎマトリクスのプロトン画
像、及びＭ×ＭマトリクスのＭＲＳＩを行なう際の基本
的なパルスシーケンス図である。同図に示すように、ス
ライス方向の勾配磁場Ｇs が印加されているときに被検
体の目的領域の磁化を励起させるためのＲＦパルス５１
が印加される。このときのフリップ角は９０°＋α（０
°＜α＜９０°）とされている。
像、及びＭ×ＭマトリクスのＭＲＳＩを行なう際の基本
的なパルスシーケンス図である。同図に示すように、ス
ライス方向の勾配磁場Ｇs が印加されているときに被検
体の目的領域の磁化を励起させるためのＲＦパルス５１
が印加される。このときのフリップ角は９０°＋α（０
°＜α＜９０°）とされている。
【００３５】従って、このＲＦパルス５１によって、目
的領域の磁化は、Ｚ軸の負方向に倒されることになる。
その後、縦緩和によってＺ軸方向の磁化成分Ｍz は図５
に示すように徐々に大きくなり、時刻ｔ1 にてＭz ＝０
となる。そして、この時刻ｔ1 にて代謝物質を励起させ
るためのＲＦパルス５２を印加する。これによって、水
信号が抑圧されたスペクトル情報が得られる。
的領域の磁化は、Ｚ軸の負方向に倒されることになる。
その後、縦緩和によってＺ軸方向の磁化成分Ｍz は図５
に示すように徐々に大きくなり、時刻ｔ1 にてＭz ＝０
となる。そして、この時刻ｔ1 にて代謝物質を励起させ
るためのＲＦパルス５２を印加する。これによって、水
信号が抑圧されたスペクトル情報が得られる。
【００３６】この方法は、Patt（Ｊ．Chem．Phys．（１
９７２））らによって紹介されている。本発明では、第
１のＲＦパルス５１の後に、フィールドエコー法を利用
してＬ＝Ｎ／Ｍ回の位相エンコード５７を行い、ＭＲＩ
データを収集する。この後に、生体水の縦磁化が縦緩和
過程によりゼロクロスする時間ｔ1 において乳酸等のプ
ロトン代謝物を観測するための高周波パルスを印加す
る。そして、位相エンコードを（Ｍ×Ｍ）回順次繰り返
して上記パルスシーケンスを進めることによってプロト
ン代謝物を空間マッピングする。
９７２））らによって紹介されている。本発明では、第
１のＲＦパルス５１の後に、フィールドエコー法を利用
してＬ＝Ｎ／Ｍ回の位相エンコード５７を行い、ＭＲＩ
データを収集する。この後に、生体水の縦磁化が縦緩和
過程によりゼロクロスする時間ｔ1 において乳酸等のプ
ロトン代謝物を観測するための高周波パルスを印加す
る。そして、位相エンコードを（Ｍ×Ｍ）回順次繰り返
して上記パルスシーケンスを進めることによってプロト
ン代謝物を空間マッピングする。
【００３７】このように、図５に示すパルスシーケンス
を用いることによって、ＭＲＩとＭＲＳＩとを一連のパ
ルスシーケンスで得ることができるのである。その結
果、従来と比較して、データ収集時間を飛躍的に短縮す
ることができる。
を用いることによって、ＭＲＩとＭＲＳＩとを一連のパ
ルスシーケンスで得ることができるのである。その結
果、従来と比較して、データ収集時間を飛躍的に短縮す
ることができる。
【００３８】また、得られた代謝物の分布画像と、プロ
トン画像の撮像領域が異なる場合には、撮像領域が合致
するように補間操作等を行い表示する。そして、種々の
プロトンの代謝物質の画像を、プロトン画像に重畳して
表示すれば、代謝情報から診断される疾病部位を分解能
の良好なプロトン画像から読みとることができ、生体の
状態を総合的に診断することが可能となる。
トン画像の撮像領域が異なる場合には、撮像領域が合致
するように補間操作等を行い表示する。そして、種々の
プロトンの代謝物質の画像を、プロトン画像に重畳して
表示すれば、代謝情報から診断される疾病部位を分解能
の良好なプロトン画像から読みとることができ、生体の
状態を総合的に診断することが可能となる。
【００３９】さらに、プロトン以外の核種に基づくＭＲ
ＳＩをプロトン代謝物と同時に測定すれば、これら多核
種のＭＲＳＩを高分解能なＭＲＩ画像に重ねて表示する
ことで高度な診断が可能となる。また、図５に示したパ
ルスシーケンスの時刻ｔ1 から図３に示すパルスシーケ
ンスを実施すれば、ＭＲＩと、多核種のＭＲＳＩを同時
に得ることができる。
ＳＩをプロトン代謝物と同時に測定すれば、これら多核
種のＭＲＳＩを高分解能なＭＲＩ画像に重ねて表示する
ことで高度な診断が可能となる。また、図５に示したパ
ルスシーケンスの時刻ｔ1 から図３に示すパルスシーケ
ンスを実施すれば、ＭＲＩと、多核種のＭＲＳＩを同時
に得ることができる。
【００４０】
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
複数の核種のＭＲＳＩを行う場合に、複数の核種を位相
エンコードを印加前に励起することによって、磁気共鳴
信号を同時に観察することが可能となるため、短時間に
各々異なった生化学情報を反映した分布を得ることがで
きる。これによって、患者への負担を軽減することがで
きる。また、同時に複数核種の生化学情報を画像化する
ことができるため、位置ズレの影響を受けない画像を得
ることができる。
複数の核種のＭＲＳＩを行う場合に、複数の核種を位相
エンコードを印加前に励起することによって、磁気共鳴
信号を同時に観察することが可能となるため、短時間に
各々異なった生化学情報を反映した分布を得ることがで
きる。これによって、患者への負担を軽減することがで
きる。また、同時に複数核種の生化学情報を画像化する
ことができるため、位置ズレの影響を受けない画像を得
ることができる。
【００４１】また、分解能が良好でないＭＲＳＩを行う
場合に疾患部位の同定を行うために必要不可欠な高分解
能なプロトン画像を、ＭＲＳＩデータの収集時間内で得
られるため、被検体への負担が軽減されるばかりでな
く、ＭＲＩとＭＲＳＩによる位置ズレの影響を抑制する
ことができる。また、生体機能情報と形態情報を総合的
に評価できるために疾患等の診断の迅速化を図ることが
できるという効果が得られる。
場合に疾患部位の同定を行うために必要不可欠な高分解
能なプロトン画像を、ＭＲＳＩデータの収集時間内で得
られるため、被検体への負担が軽減されるばかりでな
く、ＭＲＩとＭＲＳＩによる位置ズレの影響を抑制する
ことができる。また、生体機能情報と形態情報を総合的
に評価できるために疾患等の診断の迅速化を図ることが
できるという効果が得られる。
【図１】本発明の実施例に係る磁気共鳴診断装置の構成
を示すブロック図である。
を示すブロック図である。
【図２】１８０°ＲＦパルスを印加してエンコード方向
の勾配磁場を相殺する原理を示す説明図である。
の勾配磁場を相殺する原理を示す説明図である。
【図３】２つの核種のＭＲＳＩデータを同時に収集する
際のパルスシーケンス図である。
際のパルスシーケンス図である。
【図４】２つの核種のＭＲＳＩデータを同時に収集する
際のパルスシーケンス図である。
際のパルスシーケンス図である。
【図５】ＭＲＩとＭＲＳＩを得る際のパルスシーケンス
図である。
図である。
１０ 主磁石 １１ 主磁石電源 １２ 勾配コイル系 １３ 勾配コイル １４ シムコイル系 １５ シムコイル電源 １６ 高周波プローブ １７ 送信機 １８ 受信機 １９ シーケンスコントローラ ２０ ＣＰＵ／メモリ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/055 ＪＩＣＳＴファイル（ＪＯＩＳ)
Claims (2)
- 【請求項１】 一様な静磁場中に配置された被検体に、
高周波磁場、および、勾配磁場を印加して、被検体から
の複数の核種の磁気共鳴信号を収集する磁気共鳴装置に
おいて、前記被検体内の 複数の核種に起因した磁気共鳴信号を収
集するために、該核種を励起する周波数を所有した各々
の高周波パルスを、前記勾配磁場に先立ち印加する手段
と、 前記核種毎に必要な位置識別のためのエンコード位相を
付与するために、高周波パルス、ならびに、勾配磁場を
印加する手段と、 を具備したことを特徴とする磁気共鳴装置。 - 【請求項２】 一様な静磁場中に配置された被検体に、
高周波磁場、および、勾配磁場を印加して、被検体から
の磁気共鳴画像信号、ならびに、磁気共鳴スペクトル信
号を収集する磁気共鳴装置において、第一の 選択励起パルスの励起角θが９０゜＜θ＜１８０
゜であり、前記第一の選択励起パルスによって励起された 縦磁化が
概略０となる時刻までに磁気共鳴画像信号を収集する手
段と、前記第一の選択励起パルスによって励起された 縦磁化が
概略０となる時刻から磁気共鳴スペクトル信号を得る手
段と、 を具備したことを特徴とする磁気共鳴装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP21128691A JP3153573B2 (ja) | 1991-08-23 | 1991-08-23 | 磁気共鳴装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP21128691A JP3153573B2 (ja) | 1991-08-23 | 1991-08-23 | 磁気共鳴装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0549610A JPH0549610A (ja) | 1993-03-02 |
| JP3153573B2 true JP3153573B2 (ja) | 2001-04-09 |
Family
ID=16603422
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP21128691A Expired - Fee Related JP3153573B2 (ja) | 1991-08-23 | 1991-08-23 | 磁気共鳴装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3153573B2 (ja) |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8014576B2 (en) * | 2005-11-23 | 2011-09-06 | The Medipattern Corporation | Method and system of computer-aided quantitative and qualitative analysis of medical images |
| JP5072250B2 (ja) * | 2006-04-04 | 2012-11-14 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP5267978B2 (ja) * | 2008-06-13 | 2013-08-21 | 独立行政法人産業技術総合研究所 | 核磁気共鳴イメージング装置 |
| JP5392803B2 (ja) * | 2013-03-29 | 2014-01-22 | 独立行政法人産業技術総合研究所 | 核磁気共鳴イメージング装置 |
| JP5665914B2 (ja) * | 2013-05-13 | 2015-02-04 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴測定装置 |
| CN110604571B (zh) * | 2019-09-12 | 2021-07-20 | 中国科学院武汉物理与数学研究所 | 一种分段编码的双核同步磁共振成像方法 |
| CN116930836B (zh) * | 2023-09-18 | 2023-11-24 | 哈尔滨医科大学 | 多核素同步一体化成像最佳脉冲功率测量方法和系统 |
-
1991
- 1991-08-23 JP JP21128691A patent/JP3153573B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0549610A (ja) | 1993-03-02 |
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|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |