JP3519486B2 - Magnetic resonance diagnostic equipment - Google Patents
Magnetic resonance diagnostic equipmentInfo
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Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴現象を利用し
て生体内部の温度分布あるいは脳機能の活性化分布を非
侵襲的かつ高速に画像化することのできる磁気共鳴診断
装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a magnetic resonance diagnostic apparatus capable of non-invasively and rapidly imaging a temperature distribution inside a living body or an activation distribution of brain functions by utilizing a magnetic resonance phenomenon.
【０００２】[0002]
【従来の技術】体温計測、組織温度計測、ハイパーサー
ミアなど広い領域において生体内部の温度分布を非侵襲
的に測定する方法の開発が強く望まれている。これは、
生体内温度が多くの生理機能を反映した物理量であるた
め、血行障害をはじめ腫瘍などの診断、あるいは負荷試
験（加温）による体内温度変化のモニタに有用である理
由による。2. Description of the Related Art Development of a method for non-invasively measuring the temperature distribution inside a living body in a wide range such as body temperature measurement, tissue temperature measurement and hyperthermia is strongly desired. this is,
Because the in-vivo temperature is a physical quantity that reflects many physiological functions, it is useful for diagnosing tumors such as blood circulation disorders, or for monitoring changes in the in-vivo temperature due to a load test (heating).
【０００３】最近、化学シフト（特に水プロトン）を用
いた温度計測法が提案されており、温度変化に伴う化学
シフトの変化を位相画像に基づいて観測する提案が成さ
れている。しかし、化学シフトの温度依存性が非常に小
さいため、静磁場のわずかな変動等によって温度計測値
に誤差が混入する可能性があった。Recently, a temperature measuring method using a chemical shift (particularly, water proton) has been proposed, and a proposal for observing a change in the chemical shift due to a temperature change based on a phase image has been made. However, since the temperature dependence of the chemical shift is very small, a slight fluctuation in the static magnetic field may cause an error in the temperature measurement value.
【０００４】一方、脳に関する解剖学的な研究は古くか
ら行われているものの、生理学的な研究はいまなお発展
の途上であり、脳の機能について不明な点が多い。脳機
能の解明のために動物の脳に電極等を設置し、誘発電位
を観測するなどの実験がこれまで一般に行われきた。On the other hand, although anatomical research on the brain has been conducted for a long time, physiological research is still in the process of development, and there are many unclear points about the function of the brain. In order to elucidate brain functions, experiments such as setting electrodes and the like in animal brains and observing evoked potentials have been generally performed so far.
【０００５】また、体表面における微小磁場をＳＱＵＩ
Ｄ（超電導量子干渉素子）を用いた磁束計で観測し、活
動部位（電流ダイポール源）を推定する方法が研究され
ている。これまでの研究で、この方法を用いて活動部位
を単一電流ダイポール源として推定・表示できることが
報告されている。しかし、脳の活動部位はそれぞれの感
覚野における広がりを持っているため、単一の電流ダイ
ポール源からだけでは脳の機能を細かに把握することが
困難である。また、反面、複数電流ダイポールを一意に
算出することが数学的に不可能であるとも言われてい
る。In addition, a small magnetic field on the body surface is detected by SQUI.
A method of observing with a magnetometer using D (superconducting quantum interference device) and estimating the active site (current dipole source) has been studied. Previous studies have reported that this method can be used to estimate and display the active site as a single-current dipole source. However, since the active parts of the brain have a spread in each sensory area, it is difficult to grasp the brain function in detail only from a single current dipole source. On the other hand, it is said that it is mathematically impossible to uniquely calculate the multiple current dipoles.
【０００６】これに対して最近、ＭＲＩを用いて脳の活
動を画像化する試みがなされている。これは、血液中の
ヘモグロビンが酸素と結合している状態では反磁性を示
すのに対して、酸素と切り離された状態では常磁性を示
す性質を利用している。脳の活動が活発になると、多く
の酸素が必要となるため酸素と結合したヘモグロビンが
活性化された部位に供給される。このような部位では、
局所的な磁場の不均一性が変化するため磁場の不均一性
を反映したＴ2*強調画像を撮像するパルスシーケンスを
走行することによって、画像強度の変化から脳の発火部
位（活性化部位）を把握することができる。これまでに
光刺激による第１〜５視覚野あるいは音刺激による第１
・２聴覚野の発火部位の画像化が主に報告されている。
したがって、Ｔ2*強調画像の位相情報が刺激によって変
化することから位相画像によって脳機能を画像化するこ
とができる。On the other hand, recently, attempts have been made to image brain activity using MRI. This utilizes the property that hemoglobin in blood exhibits diamagnetism when bound to oxygen, whereas it exhibits paramagnetism when separated from oxygen. When the activity of the brain becomes active, a large amount of oxygen is required, and hemoglobin bound to oxygen is supplied to the activated site. In such a part,
Since the local magnetic field inhomogeneity changes, running a pulse sequence that captures a T2 * -weighted image that reflects the magnetic field inhomogeneity causes changes in the image intensity to change the firing site (activation site) of the brain. You can figure it out. So far, the first to fifth visual cortex by light stimulation or the first by sound stimulation
・ 2 Imaging of the firing site in the auditory cortex has been mainly reported.
Therefore, since the phase information of the T2 * -weighted image changes due to the stimulus, the brain function can be imaged by the phase image.
【０００７】[0007]
【発明が解決しようとする課題】このように、温度分布
画像、脳機能画像を位相画像を基に得ようとする場合
に、静磁場のわずかな変動によって生じる磁場不均一性
の変化（位相変化）のために温度分布、機能画像に誤差
が重畳し、誤った画像を収集かつ診断する可能性があっ
た。本発明はこのような点に鑑み、正確な温度分布、脳
機能画像を計測するための手段を備えた磁気共鳴診断装
置を提供することを目的とする。As described above, when an attempt is made to obtain a temperature distribution image and a brain function image based on a phase image, a change in magnetic field inhomogeneity caused by a slight change in the static magnetic field (phase change). ), There was a possibility that errors would be collected and diagnosed due to errors in temperature distribution and functional images. In view of such a point, the present invention has an object to provide a magnetic resonance diagnostic apparatus including means for measuring an accurate temperature distribution and a brain functional image.
【０００８】[0008]
【課題を解決するための手段】本発明は、静磁場中に載
置された被検体にＲＦコイルを介して高周波パルスを印
加して対象核種を励起し、前記対象核種から発生した磁
気共鳴信号を観測する磁気共鳴診断装置において、前記
高周波パルス印加後、読み出し勾配磁場の反転により磁
気共鳴信号を収集する手段と、前記磁気共鳴信号に基づ
いて状態変化前の第１の位相情報と、状態変化後の第２
の位相情報とを得る手段と、状態変化前から状態変化後
の磁場変化の空間的な分布を観測するために、前記ＲＦ
コイルとは別に設けられた複数の検出コイルと、前記磁
場変化の空間的な分布に基づいて前記第２の位相情報を
補正する補正手段と、前記第１の位相情報と、前記補正
された第２の位相情報とに基づいて状態変化分布を取得
する取得手段とを具備する。According to the present invention, a high-frequency pulse is applied to an object placed in a static magnetic field via an RF coil to excite a target nuclide, and a magnetic resonance signal generated from the target nuclide. In the magnetic resonance diagnostic apparatus for observing, the means for collecting a magnetic resonance signal by reversing the read gradient magnetic field after applying the high frequency pulse, the first phase information before the state change based on the magnetic resonance signal, and the state change Second after
Means for obtaining the phase information, after the state change from the previous state change
The RF for observing the spatial distribution of magnetic field changes in
A plurality of detection coils provided separately from the coils, a correction unit that corrects the second phase information based on the spatial distribution of the magnetic field change, the first phase information, and the corrected first phase information. And an acquisition unit that acquires a state change distribution based on the phase information of 2.
【０００９】[0009]
【作用】本発明によれば、状態変化前から状態変化後の
磁場変化を観測し、状態変化前の位相情報と、磁場変化
に基づいて補正した状態変化後の位相情報とに基づいて
状態変化分布が取得される。これにより、静磁場の変動
等に起因する磁場変化によって生じる位相誤差が補正さ
れて、状態変化情報の位置ずれが軽減される。According to the present invention, the magnetic field change before and after the state change is observed, and the state change is performed based on the phase information before the state change and the phase information after the state change corrected based on the magnetic field change. The distribution is acquired. As a result, the phase error caused by the magnetic field change caused by the fluctuation of the static magnetic field is corrected, and the positional deviation of the state change information is reduced.
【００１０】[0010]
【実施例】以下、図面を参照して本発明による磁気共鳴
診断装置の好ましい実施例を図面を参照して説明する。
図１は本実施例による温度計測、脳機能画像化を実現す
る磁気共鳴診断装置のブロック図である。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS A preferred embodiment of a magnetic resonance diagnostic apparatus according to the present invention will be described below with reference to the drawings.
FIG. 1 is a block diagram of a magnetic resonance diagnostic apparatus for realizing temperature measurement and brain function imaging according to this embodiment.
【００１１】主磁石１０は、主磁石電源１１から電流供
給を受けて、主磁場（静磁場）を発生する。勾配コイル
系１２はＸ、Ｙ、Ｚの３組の勾配コイルから構成され
る。各勾配コイルはそれぞれ、勾配コイル電源１３から
それぞれ独立に電流供給を受けてＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸に関
する線形の勾配磁場分布を持つ勾配磁場を発生する。複
数のシムコイルを含むシムコイル系１４は、シムコイル
電源１５から電流供給を受けて磁場分布を均一に補正す
る。多核種の磁気共鳴信号を検出可能にチューニング可
能な高周波プローブ（ＲＦコイル）１６は、送信時には
送信器１７に接続され、受信時には受信器１８に接続さ
れる。送信器１７は、高周波磁場（ＲＦパルス）を被検
体に印加するために、高周波プローブ１６に高周波電流
を供給する。受信器１８は、高周波プローブ１６を介し
て被検体からの磁気共鳴信号を受信する。シーケンスコ
ントローラ１９は、勾配コイル電源１３、シムコイル電
源１５、送信器１７、受信器１８を制御して、図２、図
３に示すパルスシーケンスを実行する。ＣＰＵ／メモリ
２０は、磁気共鳴信号に基づいて状態変化前の位相情報
と、状態変化後の位相情報とを求め、磁気共鳴信号の位
相変化に基づいて状態変化前から状態変化後の磁場変化
を観測し、磁場変化に基づいて状態変化後の位相情報を
補正し、状態変化前の位相情報と、補正された状態変化
後の位相情報とに基づいて状態変化情報を取得する。こ
こでいう状態変化とは、温度変化や、視覚刺激や痛覚刺
激等の生理学的刺激による活性変化のことをいう。ま
た、状態変化情報とは温度分布や、活性化分布をいう。The main magnet 10 receives a current supply from the main magnet power source 11 and generates a main magnetic field (static magnetic field). The gradient coil system 12 is composed of three sets of gradient coils of X, Y and Z. Each of the gradient coils is supplied with current independently from the gradient coil power supply 13 to generate a gradient magnetic field having a linear gradient magnetic field distribution with respect to the X axis, the Y axis, and the Z axis. The shim coil system 14 including a plurality of shim coils receives current supply from the shim coil power supply 15 and uniformly corrects the magnetic field distribution. A radio frequency probe (RF coil) 16 that can tune a magnetic resonance signal of a multinuclide so that it can be detected is connected to a transmitter 17 during transmission and connected to a receiver 18 during reception. The transmitter 17 supplies a high frequency current to the high frequency probe 16 in order to apply a high frequency magnetic field (RF pulse) to the subject. The receiver 18 receives a magnetic resonance signal from the subject via the high frequency probe 16. The sequence controller 19 controls the gradient coil power supply 13, the shim coil power supply 15, the transmitter 17, and the receiver 18 to execute the pulse sequence shown in FIGS. 2 and 3. The CPU / memory 20 obtains the phase information before the state change and the phase information after the state change based on the magnetic resonance signal, and based on the phase change of the magnetic resonance signal, changes the magnetic field from before the state change to after the state change. Observation is performed, the phase information after the state change is corrected based on the change in the magnetic field, and the state change information is acquired based on the phase information before the state change and the corrected phase information after the state change. The state change referred to here is a change in activity due to a change in temperature or a physiological stimulus such as a visual stimulus or a pain stimulus. In addition, the state change information refers to temperature distribution and activation distribution.
【００１２】温度変化は、温熱療法のためのハイパーサ
ーミアや高温加熱治療装置等の加温装置２１により生
じ、また生理学的刺激は刺激発生装置２２により生じ
る。まず、化学シフトから温度値を推定できる原理を説
明する。温度（ブラウン運動）に依存する水素結合強度
は、原子核の遮蔽定数、つまり化学シフトに影響を及ぼ
す。このため、水素結合したＯＨ基の化学シフトを測定
することによって温度を知ることができる。純水、メタ
ノール（ＣＨ3 ＯＨ；ＯＨ基とＣＨ3 基間のシフト
量）、エチレングリコール（ＯＨ−ＣＨ2 −ＣＨ2 −Ｏ
Ｈ；ＯＨ基とＣＨ2 間のシフト量）のＯＨ基の化学シフ
トは温度に比例する（−０．０１ｐｐｍ／゜Ｃ）こと
が、Ｊ．Ｃ．Ｈｉｎｄｍａｎ(J.Chem.Phys.44,4582,196
6)、Ａ．Ｌ．Ｖａｎ Ｇｅｅｔ(Anal.Chem.40-14,2227,
1968 Anal.Chem.42-6,679,1970) によって実験的に確認
されている。また、この温度依存性が組織によらないこ
とが報告されている。そのため、化学シフト情報と温度
との関係を予め測定しておくことによって温度を算出す
ることが可能となる。The change in temperature is caused by a heating device 21 such as hyperthermia for hyperthermia or a high-temperature heat treatment device, and physiological stimulation is caused by a stimulus generator 22. First, the principle by which the temperature value can be estimated from the chemical shift will be described. The hydrogen bond strength, which depends on the temperature (Brownian motion), affects the shielding constant of the nucleus, that is, the chemical shift. Therefore, the temperature can be known by measuring the chemical shift of the hydrogen-bonded OH group. Pure water, methanol (CH3 OH; shift amount between OH group and CH3 group), ethylene glycol (OH-CH2-CH2-O
The chemical shift of the OH group (H; shift amount between OH group and CH2) is proportional to temperature (-0.01 ppm / ° C). C. Hindman (J. Chem. Phys. 44,4582,196
6), A. L. Van Get (Anal. Chem. 40-14, 2227,
1968 Anal. Chem. 42-6, 679, 1970). It is also reported that this temperature dependence does not depend on the tissue. Therefore, the temperature can be calculated by measuring the relationship between the chemical shift information and the temperature in advance.
【００１３】いま、各位置における静磁場の不均一性Δ
Ｂ0 は、式（１）のように磁石固有の不均一性、並びに
サンプルの帯磁率・形状が異なることに起因して誘起さ
れる成分δＢ0 と、温度に依存した化学シフト磁場ＢC
（Ｔ（ｒ））の和となる。Now, the inhomogeneity of the static magnetic field at each position Δ
B0 is a component δB0 induced due to the non-uniformity inherent to the magnet as shown in equation (1) and the difference in the magnetic susceptibility and shape of the sample, and the chemical shift magnetic field BC depending on the temperature.
It is the sum of (T (r)).
【００１４】
△Ｂ0 （Ｔ（ｒ））＝δＢ0 （ｒ）＋ＢC （Ｔ（ｒ）） …（１）
但し、ｒ：位置ベクトル
Ｔ（ｒ）：空間的な温度分布
ここで、△Ｂ0 （Ｔ（ｒ））とδＢ0 （ｒ）が経時的に
変動しないと仮定すると、（２）式で与えられるよう
に、温度変化を起こす前の温度Ｔ0 における静磁場分布
ΔＢ0 （Ｔ（ｒ））と、温度変化後Ｔに得られる静磁場
分布ΔＢ0 （Ｔ0（ｒ））との差をとることによって、
温度変化に伴う化学シフト磁場の変化のみを抽出するこ
とができる。ΔB0 (T (r)) = δB0 (r) + BC (T (r)) (1) where r: position vector T (r): spatial temperature distribution where ΔB0 (T) Assuming that (r)) and δB0 (r) do not fluctuate over time, the static magnetic field distribution ΔB0 (T (r)) at the temperature T0 before the temperature change, as given by equation (2), By taking the difference from the static magnetic field distribution ΔB 0 (T 0 (r)) obtained at T after temperature change,
Only changes in the chemical shift magnetic field due to temperature changes can be extracted.
【００１５】
ΔＢ0 （Ｔ（ｒ））−ΔＢ0 （Ｔ0 （ｒ））
＝ＢC （Ｔ（ｒ））−ＢC （Ｔ0 （ｒ））
＝ΔＢC （Ｔ（ｒ））
＝αＴ（ｒ） …（２）
但し、α：化学シフトの温度依存性定数（化学シフトか
ら温度への換算定数）
従って、温度変化前後の磁場分布の変化を測定すること
により、化学シフトのを求め、これから温度依存性に基
づいて温度変化を算出することができる。一方、脳機能
画像も刺激に伴う血流変化によって磁場分布が変化する
ため、これに比例した化学シフト磁場が得られる。ΔB0 (T (r))-ΔB0 (T0 (r)) = BC (T (r))-BC (T0 (r)) = ΔBC (T (r)) = αT (r) (2) ) However, α: temperature dependence constant of chemical shift (conversion constant from chemical shift to temperature) Therefore, the chemical shift is obtained by measuring the change in the magnetic field distribution before and after the temperature change, and based on the temperature dependence Therefore, the temperature change can be calculated. On the other hand, in the brain functional image, the magnetic field distribution changes due to the change in blood flow due to stimulation, so that a chemical shift magnetic field proportional to this can be obtained.
【００１６】このような磁場分布は、周知の通り、図２
のような勾配磁場反転によりエコーを収集するグラディ
エントエコーPhase Mapping パルスシーケンス、図３
（ａ）のような高周波パルス（ＲＦパルス）印加後、読
み出し勾配磁場の反転により複数のエコーを収集するエ
コープラナーイメージング（ＥＰＩ）Phase Mapping パ
ルスシーケンスを用いて求めることができる。図３
（ｂ）は、一般的なグラディエントエコーパルスシーケ
ンスを示す。図３（ａ）は、Phase Mapping を可能とす
るように、９０°パルスから１８０°パルスまでの期間
と、１８０°パルスからエコー収集までの期間を△τだ
け不均等として化学シフトを位相エンコード化するよう
改良されている。ここでは、基本的なパルスシーケンス
を示したが、スピンエコーあるいは多重エコーを用いた
パルスシーケンス、同様の概念を用いて３次元分布を観
測すること等応用パルスシーケンスも考えられる。As is well known, such a magnetic field distribution is shown in FIG.
Gradient echo Phase Mapping pulse sequence that collects echoes by gradient magnetic field inversion like Fig.3
It can be obtained by using an echo planar imaging (EPI) Phase Mapping pulse sequence in which a plurality of echoes are collected by reversing the readout gradient magnetic field after applying the high frequency pulse (RF pulse) as shown in (a). Figure 3
(B) shows a general gradient echo pulse sequence. FIG. 3 (a) shows that the phase shift is encoded so that the period from the 90 ° pulse to the 180 ° pulse and the period from the 180 ° pulse to the echo collection are made uneven by Δτ so as to enable Phase Mapping. Have been improved. Although a basic pulse sequence is shown here, a pulse sequence using spin echo or multiple echo, and an applied pulse sequence such as observing a three-dimensional distribution using the same concept are also possible.
【００１７】位相差Δθ（Ｔ（ｒ））は、温度変化前の
位相θ（Ｔ（ｒ））と、温度変化後の位相θ（Ｔ0
（ｒ））との差異として、（３）式で定義される。
Δθ（Ｔ（ｒ））＝θ（Ｔ（ｒ））−θ（Ｔ0 （ｒ））
＝γαΔＴ（ｒ）τ …（３）
但し、τ：磁場分布エンコード時間
これらのパルスシーケンスを用いて、温度変化前後、あ
るいは刺激等の負荷印加前後の位相分布画像の差から温
度分布画像、脳機能画像をそれぞれ得ることができる。The phase difference Δθ (T (r)) is the phase θ (T (r)) before the temperature change and the phase θ (T0 after the temperature change.
The difference from (r)) is defined by equation (3). Δθ (T (r)) = θ (T (r)) − θ (T0 (r)) = γαΔT (r) τ (3) where τ: magnetic field distribution encoding time, using these pulse sequences, temperature The temperature distribution image and the brain function image can be obtained from the difference between the phase distribution images before and after the change or before and after the load such as the stimulus is applied.
【００１８】しかし、温度変化あるいは刺激による磁場
の変化が０．０１ｐｐｍオーダと微小なため、パルスシ
ーケンス実行中に静磁場が少しでも変動すると化学シフ
トを変化させ、真の生理学情報（温度に応じた化学シフ
ト）を得ることができない。特に、ＥＰＩの場合には、
各データ観測時間における静磁場の揺らぎが位相画像に
及ぼす影響が大きいため、加算平均処理を行う等の必要
があった。However, since the change in the magnetic field due to the temperature change or the stimulus is as small as 0.01 ppm, if the static magnetic field fluctuates even a little during the execution of the pulse sequence, the chemical shift is changed, and the true physiological information (corresponding to the temperature is changed). Chemical shift) cannot be obtained. Especially in the case of EPI,
Since the fluctuation of the static magnetic field at each data observation time has a great influence on the phase image, it was necessary to perform the averaging process.
【００１９】被検体内の温度依存性を示さず、温度変化
に対して安定的な組織（例えば脂肪）から磁場変動検出
専用の検出コイル（又は高周波プローブ１６）で検出し
た磁場共鳴信号、又は専用の検出コイル（又は高周波プ
ローブ１６）内に設置した温度依存性を示さず、温度変
化に対して安定的ない基準物質（例えば脂肪）を封入し
たファントムから専用の検出コイル（又は高周波プロー
ブ１６）で検出した磁気共鳴信号の位相情報に基づい
て、上記静磁場の変動を検出することができる。また複
数の検出器を各所に配置することで磁場の空間的分布を
検出することができる。A magnetic field resonance signal detected by a detection coil (or high-frequency probe 16) dedicated to detecting magnetic field fluctuations from a tissue (for example, fat) which does not show temperature dependence in the subject and is stable against temperature changes, or a dedicated magnetic field Installed in the detection coil (or high-frequency probe 16) of the phantom containing a reference substance (for example, fat) that does not show temperature dependence and is not stable against temperature changes. The fluctuation of the static magnetic field can be detected based on the detected phase information of the magnetic resonance signal. Further, the spatial distribution of the magnetic field can be detected by arranging a plurality of detectors at various places.
【００２０】また、より具体的な方法として、被検体内
の温度変化等の影響を受けない領域の位相情報を収集
し、温度変化前後あるいは刺激等の負荷印加前後のこれ
らの領域の位相変化から外的要因による磁場の変化を検
知することができる。As a more specific method, the phase information of the regions in the subject which are not affected by the temperature change is collected, and the phase information of these regions before and after the temperature change or before and after the load application such as stimulation is applied. Changes in the magnetic field due to external factors can be detected.
【００２１】ここで、この外的要因による磁場の変化を
検知する領域としては、温度分布画像を収集するとき
は、温度依存性が少ない脂肪組織の領域が、また脳機能
画像収集のときは、血流の影響を受けない毛細管が周囲
にない領域が選定される。また、対象領域内にそのよう
な部分が存在しない場合には被検体近傍に温度依存性や
刺激負荷依存性を示さない基準物質（例えば脂肪）を封
入したファントムを設置することで同様の結果を得るこ
とができる。Here, as a region for detecting a change in the magnetic field due to this external factor, when collecting a temperature distribution image, a region of adipose tissue having little temperature dependence, and when collecting a brain functional image, A region is selected that is free from the influence of blood flow and is free of capillaries. If no such part exists in the target area, a similar result can be obtained by installing a phantom containing a reference substance (eg, fat) that does not show temperature dependence or stimulation load dependence in the vicinity of the subject. Obtainable.
【００２２】静磁場の変動、あるいは勾配磁場の立ち上
がりの再現性が悪い等に起因する勾配磁場効果の変動に
よる影響は、図３に示すような超高速パルスシーケンス
で特に顕著となる。このような変動は真の分布に線形あ
るいは低次成分の誤差分布が重畳したものとなって観測
される場合が多く、そのような場合には、先ほど述べた
ような温度依存性を持たない領域のプロトンの位相から
その誤差分布成分を算出し、この分布を除去することが
可能となる。したがって、温度変化に対応した真の位相
差Δθ（Ｔ（ｒ））trueは、（４）式で与えられる。The influence of the fluctuation of the static magnetic field or the fluctuation of the gradient magnetic field effect due to the poor reproducibility of the rising of the gradient magnetic field is particularly remarkable in the ultra high speed pulse sequence as shown in FIG. Such variations are often observed as a linear distribution or a linear or low-order component error distribution superimposed, and in such a case, a region that does not have temperature dependence as described above. It is possible to calculate the error distribution component from the phase of the protons and remove this distribution. Therefore, the true phase difference Δθ (T (r)) true corresponding to the temperature change is given by the equation (4).
【００２３】
Δθ（Ｔ（ｒ））true
＝Δθ（Ｔ（ｒ））m −Δθ（Ｔ（ｒ））e …（４）
但し、Δθ（Ｔ（ｒ））true：温度変化に対応した位相
差
Δθ（Ｔ（ｒ））m ：観測位相差
Δθ（Ｔ（ｒ））e ：静磁場変動等による位相差
また、集束超音波等を用いた腫瘍の治療装置における温
度分布を観測する場合のように温度変化する領域が限定
されている場合には、図４のように温度依存性を示す物
質領域内の分布から上記誤差分布を算出することが可能
になる。勿論、被検体周囲に温度依存性を示さない、あ
るいは示す物質を基準ファントムとして設置して同様の
分布算出を行っても良い。Δθ (T (r)) true = Δθ (T (r)) m−Δθ (T (r)) e (4) where Δθ (T (r)) true: a position corresponding to a temperature change Phase difference Δθ (T (r)) m: Observation phase difference Δθ (T (r)) e: Phase difference due to static magnetic field fluctuation etc. Moreover, when observing the temperature distribution in a tumor treatment apparatus using focused ultrasound etc. When the region in which the temperature changes is limited as described above, the error distribution can be calculated from the distribution in the substance region that exhibits temperature dependence as shown in FIG. Of course, a similar distribution calculation may be performed by installing a substance that does not show temperature dependency around the subject or shows it as a reference phantom.
【００２４】上記補正後に（２）式に基づいて温度分布
に換算することができ、これを表示することも可能であ
る。これらの方法は、磁場分布の変化が低次成分で近似
可能な場合にのみ真の生理学的な分布を得ることができ
るが、そのような場合以外でも、どの程度の誤差が得ら
れた画像に含まれているかの目安になるため、誤診断を
招く恐れがないという効果を生じる。本発明は上述した
実施例に限定されることなく種々変形して実施可能であ
る。After the above correction, the temperature distribution can be converted based on the equation (2) and can be displayed. These methods can obtain a true physiological distribution only when the change in the magnetic field distribution can be approximated by a low-order component, but even in other cases, how much error is obtained in the image. Since it is a measure of whether or not it is included, there is an effect that there is no risk of erroneous diagnosis. The present invention is not limited to the above-described embodiments and can be modified in various ways.
【００２５】[0025]
【発明の効果】本発明によれば、状態変化前から状態変
化後の磁場変化を観測し、状態変化前の位相情報と、磁
場変化に基づいて補正した状態変化後の位相情報とに基
づいて状態変化分布が取得される。これにより、静磁場
の変動等に起因する磁場変化によって生じる位相誤差が
補正されて、状態変化情報の位置ずれが軽減される。According to the present invention, changes in the magnetic field from before the state change to after the state change are observed, and based on the phase information before the state change and the phase information after the state change corrected based on the magnetic field change. The state change distribution is acquired. As a result, the phase error caused by the magnetic field change caused by the fluctuation of the static magnetic field is corrected, and the positional deviation of the state change information is reduced.
【図１】本発明の一実施例による磁気共鳴診断装置の構
成を示すブロック図。FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of a magnetic resonance diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
【図２】グラディエントエコーPhase Mapping のパルス
シーケンスを示す図。FIG. 2 is a diagram showing a pulse sequence of gradient echo Phase Mapping.
【図３】ＥＰＩPhase Mapping のパルスシーケンスを示
す図。FIG. 3 is a diagram showing a pulse sequence of EPI Phase Mapping.
【図４】局所加温における位相変化検出の１例を示す
図。FIG. 4 is a diagram showing an example of phase change detection in local heating.
１０…主磁石、 １１…主磁石電源、１
２…勾配コイル系、 １３…勾配コイル電源、
１４…シムコイル系、 １５…シムコイル電
源、１６…高周波プローブ、 １７…送信器、１
８…受信器、 １９…シーケンスコント
ローラ、２０…ＣＰＵ／メモリ、 ２１…加温装
置、２２…刺激発生装置。10 ... Main magnet, 11 ... Main magnet power supply, 1
2 ... Gradient coil system, 13 ... Gradient coil power supply,
14 ... Shim coil system, 15 ... Shim coil power supply, 16 ... High frequency probe, 17 ... Transmitter, 1
8 ... Receiver, 19 ... Sequence controller, 20 ... CPU / memory, 21 ... Heating device, 22 ... Stimulation generator.
Claims (6)
ルを介して高周波パルスを印加して対象核種を励起し、
前記対象核種から発生した磁気共鳴信号を観測する磁気
共鳴診断装置において、 前記高周波パルス印加後、読み出し勾配磁場の反転によ
り磁気共鳴信号を収集する手段と、 前記磁気共鳴信号に基づいて状態変化前の第１の位相情
報と、状態変化後の第２の位相情報とを得る手段と、状態変化前から状態変化後の磁場変化の空間的な分布を
観測するために、前記ＲＦコイルとは別に設けられた複
数の検出コイルと、 前記磁場変化の空間的な分布に基づいて前記第２の位相
情報を補正する補正手段と、 前記第１の位相情報と、前記補正された第２の位相情報
とに基づいて状態変化分布を取得する取得手段とを具備
することを特徴とする磁気共鳴診断装置。1. An RF coil for an object placed in a static magnetic field
A high-frequency pulse to excite the nuclide of interest,
In a magnetic resonance diagnostic apparatus for observing a magnetic resonance signal generated from the target nuclide, after applying the high frequency pulse, a means for collecting a magnetic resonance signal by reversing a read gradient magnetic field, and a state before a state change based on the magnetic resonance signal. A means for obtaining the first phase information and the second phase information after the state change, and a spatial distribution of the magnetic field change before and after the state change
In order to make observations, a coil provided separately from the RF coil is used.
A number of detection coils, a correction unit that corrects the second phase information based on the spatial distribution of the magnetic field change, based on the first phase information and the corrected second phase information And an acquisition unit that acquires a state change distribution by a magnetic resonance diagnostic apparatus.
数の検出コイルにより検出された状態変化の安定的な組
織からの磁気共鳴信号に基づいて観測されることを特徴
とする請求項１記載の磁気共鳴診断装置。2. The spatial distribution of the change in the magnetic field is
Magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the observed based on magnetic resonance signals from a stable structure of the state change detected by the number of detection coils.
数の検出コイルにより検出された状態変化の安定的な組
織からの磁気共鳴信号に基づいて観測され、 前記取得手段は、化学シフトの状態依存性に基づいて、
第１の位相情報と前記補正された第２の位相情報との位
相差を状態変化レベルに換算することを特徴とする請求
項１記載の磁気共鳴診断装置。3. The spatial distribution of the change in the magnetic field is
Observed on the basis of the magnetic resonance signals from the stable structure of the state change detected by the number of the detection coil, said acquisition means, based on a state-dependent chemical shift,
The magnetic resonance diagnostic apparatus according to claim 1, wherein a phase difference between the first phase information and the corrected second phase information is converted into a state change level.
数の検出コイルにより検出された状態変化の安定的な基
準物質を封入したファントムからの磁気共鳴信号に基づ
いて観測されることを特徴とする請求項１記載の磁気共
鳴診断装置。 4. The spatial distribution of the change in the magnetic field is
Magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the observed based on the magnetic resonance signals from the phantom encapsulating stable reference material in the state change detected by the number of the detection coil, characterized in Rukoto.
数の検出コイルにより検出された状態変化の安定的な基
準物質を封入したファントムからの磁気共鳴信号に基づ
いて観測され、 前記取得手段は、化学シフトの状態依存性に基づいて、
前記第１の位相情報と前記補正された第２の位相情報と
の位相差を状態変化レベルに換算することを特徴とする
請求項１記載の磁気共鳴診断装置。 5. The spatial distribution of the change in the magnetic field is
Observed on the basis of the magnetic resonance signals from the phantom encapsulating stable reference material in the state change detected by the number of the detection coil, said acquisition means, based on a state-dependent chemical shift,
The magnetic resonance diagnostic apparatus according to claim 1, wherein a phase difference between the first phase information and the corrected second phase information is converted into a state change level.
激による変化であることを特徴とする請求項１記載の磁
気共鳴診断装置。6. The magnetic resonance diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the state change is a temperature change or a change caused by a physiological stimulus.
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1995
- 1995-03-15 JP JP05564295A patent/JP3519486B2/en not_active Expired - Fee Related
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