JP2000300536A

JP2000300536A - Ｍｒｉ装置を用いた３次元温度計測方法

Info

Publication number: JP2000300536A
Application number: JP11115500A
Authority: JP
Inventors: Tetsuhiko Takahashi; 哲彦高橋; Kazumi Komura; 和美小村
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1999-04-22
Filing date: 1999-04-22
Publication date: 2000-10-31

Abstract

(57)【要約】【課題】MRI装置を使用して、被検体内の３次元温度分
布を計測し３次元画像として表示する３次元温度計測方
法を提供する。【解決手段】３次元温度分布情報を含む３次元MR撮影シ
ーケンスを実行し、得られる３次元複素MR画像から３次
元位相分布を計算し、次に３次元位相アンラップ処理を
行い、アンラップ処理後の３次元位相分布から３次元温
度分布を計算する。この計算結果に対し、ボリュームレ
ンダリング処理を行って、３次元温度画像を作り、表示
する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、連続的に被検体中
の水素や燐等からの磁気共鳴（以下、MRという）信号を
測定し、被検体の温度分布を映像化する磁気共鳴撮影
（以下、MRIという）装置を用いた温度計測方法に関す
る。

【０００２】

【従来の技術】現在臨床の場で普及しているMRIの撮影
対象としては、被検体の主たる構成物質であるプロトン
である。このプロトンの密度の空間分布や、励起状態の
緩和現象の空間分布を画像化することで、人体の頭部、
腹部、四肢等の形態又は機能を、２次元もしくは３次元
的に撮影する。MRIでの空間分解能は、現状では撮影視
野（Field of View；以下、FOVという）当り128、256、
512等が用いられている。

【０００３】近年、ＭＲＩの新しい利用法として、イン
ターベンショナルＭＲＩ（Interventional MRI；以下、
IV-MRIと略称する）が普及し始めている。このIV-MRIは
オープン型MRI装置の普及とともに広がりつつある。

【０００４】IV-MRIと他の撮影モダリティによる術中モ
ニタを比較した場合、IV-MRIには、（１）軟部組織の描
出能が優れている、（２）X線被曝がなく低侵襲であ
る、（３）任意断面の撮影が可能である、（４）温度モ
ニタが可能である、などの利点がある。

【０００５】IV-MRIで行われる治療法には、レーザ治
療、エタノールなどの薬物注入、高周波（RF）照射切
除、超音波治療、低温治療などがある。これらの治療に
おいて、MRIの役割は、患部に治療用の穿刺針や細管を
挿入する際のリアルタイム・イメージングによるガイ
ド、治療中の組織変化の可視化、加熱・冷却治療中の患
部の局所温度のモニタなどである。

【０００６】IV-MRIに関する参考文献としては下記のも
のがあげられる。（1）JF. Schench, FA. Jolesz, PB. Roemer et al; Su
perconducting open-configuration MR imaging system
for imaging-guided therapy; Radiology. Vol. 195,
pp805〜814, (1995). 文献（１）には、IV-MRI用のダブルドーナツ型のMRI装
置について記載されている。（２）三井田和夫、原田潤太、土肥美智子、他；インタ
ーベンショナルMRIの特徴と問題点；INNERVISION, Vol.
12, No.9, pp28〜32, (1997). 文献（２）には、永久磁石型のMRI装置を使用したIV-MR
Iの基礎的な報告が記載されている。（３）橋本卓雄、寺尾亨、石橋敏寛、他；MRガイド下経
皮的レーザー腰椎椎間板ヘルニア蒸散法；日磁医誌, Vo
l.18, No.2, pp98〜106, (1998). 文献（３）には、MRモニタを腰椎治療のためのレーザー
蒸散術に適用した結果が記載されている。（４）三井田和夫、原田潤太、土肥美智子、他；オープ
ンタイプMRI装置による透視下のinterventional MRI−
特に脳腫瘍生検法について−；日磁医誌, Vol.17, No.
8, pp517〜521, (1997). 文献（４）には、永久磁石型のMRI装置を使用したIV-MR
Iを脳腫瘍生検に適用した結果が記載されている。

【０００７】IV-MRIにおいて必要な器具並びに機能とし
ては、（１）オープン型ガントリ、（２）ガントリ周辺
に配置した画像モニタ、（３）専用高周波（RF）受信コ
イル、（４）リアルタイムイメージング機能、（５）温
度変化のモニタリング機能、（６）MR対応の穿刺針など
の非磁性器具、などが上げられる。

【０００８】IV-MRIにおいて用いられるオープン型MRI
装置は、0.2T〜0.5Tの中低磁場の装置で多く実現されて
いる。この理由は、1.5Tなどの高磁場の装置に比べて、
中低磁場の装置が、一般にガントリの開放性の点で優れ
ているためである。また、中低磁場でのMRIは、（１）
手術器具などによる静磁場の乱れが画像アーチファクト
になりにくい、（２）RF照射による生体の加熱が起こり
にくい、など、IV-MRIに適した特徴がある。

【０００９】IV-MRIでは、患部へのアクセス性を向上確
保するために、IV-MRI専用のオープン型RF受信コイルが
用いられている。このRF受信コイルでは、コイルの導体
部分を細くしたり、変形させたりして、穿刺針の患部へ
の挿入が容易になるようにしてある。

【００１０】IV-MRIでは、目的に応じて撮影シーケンス
を使い分けている。すなわち、（１）病変の広がりにつ
いては、通常のMRIシーケンス、（２）穿刺時のモニタ
には、GrE（Gradient Echo）系の高速シーケンス、
（３）レーザ治療など、体内の温度をモニタする場合に
は、信号強度法や位相法（後述する）の温度計測シーケ
ンス、などが用いられている。また、エタノールなどの
薬物治療の場合でも、撮影シーケンスのパラメータを最
適化することにより薬物の画像化が可能になる場合が多
い。

【００１１】MRIでは穿刺針による静磁場歪みにより、
穿刺針が実際の直径よりも太い陰影として描出される。
この理由は、穿刺針による静磁場歪みが穿刺針の周囲に
まで及び、信号低下領域が広がるためである。この陰影
の広がりの程度は、SE（SpinEcho）シーケンスでは大き
い。また、この陰影は、静磁場の方向と穿刺針の方向と
の関係、撮影シーケンスの読み出し方向によってさまざ
まに変化する。

【００１２】MRIでは、生体内の温度をモニタできる。
このMRIの機能を活用して、レーザ照射治療のモニタ
や、RF（Radio Frequency）アブレーションのモニタが
できるようになりつつある。MRIによる温度モニタの方
法は、各種提案されているが、以下に述べる信号強度法
と位相法（PPS法：Proton Phase Shift）が多く検討さ
れている。

【００１３】（１）信号強度法被検体の温度が変化するとT1値が変化する。また、レー
ザ蒸散法のように局所的に高温度になる場合、生体のT2
値や水分含有量が変化し、信号値が変化する。これらの
変化から、生体内の温度変化を定性的に把握することが
できる。

【００１４】（２）位相法プロトンの核磁気共鳴周波数は、温度に対して比例関係
にある。共鳴周波数の温度係数Cは、−0.01[ppm/℃]で
ある。GrE系シーケンスで生体の加熱前と加熱後に撮影
し、２画像の位相差分を求めると、差分後の位相θ(i,
j)[rad]（i,jは画素番号）は、次式で表される。 θ(i,j)＝γ・B₀・C・ΔT(i,j)・τ ・・・・・（１）ここで、γは磁気回転比、B₀は静磁場強度、ΔT(i,j)は
加熱前後の生体の温度変化、τはエコー時間である。

【００１５】式（１）を変換することにより、ΔT(i,j)
に関する式（２）が得られる。 ΔT(i,j)＝θ(i,j)／(γ・B₀・C・τ) ・・・・・（２）式(2)に基づいて温度変化画像が得られる。温度変化画
像の表示には、２次元カラーマップが使われている。

【００１６】一方、MRA（MR Angiography）の血管撮影
では、位相画像から３次元的な構造を表示する方法とし
て、最大投影値法（MIP：Maximum Intensity Projectio
n）などが使われている。また、最近では、ボリューム
レンダリング（VR：Volume Rendering）法も試みられて
いる。

【００１７】温度画像に関する公知文献としては、例え
ば、Paul Steiner, Rene Botnar etal; Radio-frequenc
y-induced thermoablation: monitoring with T1-weigh
tedand prpton-frequency-shift MR imaging in an int
erventional 0.5-T environment; Radiology, Vol.206,
pp803〜810, March (1998).がある。この文献では、T1
強調法（信号強度法の一種）と位相法を比較し、その優
劣が記載されている。T1強調法画像、位相法画像はとも
に２次元画像であり、別途取得した構造画像の上にカラ
ーで温度マップを重ねて表示している。

【００１８】

【発明が解決しようとする課題】レーザ照射などを受け
た被検体の加熱部分は、通常３次元的な広がりを持って
いる。しかしながら、従来、被検体の加熱部分の温度変
化画像を３次元で計測し、３次元で表示する手法は検討
されていなかった。

【００１９】他方、MRIの血管撮影（MRA）に使われてい
る表示手法は、信号値や位相が連続的に変化している場
合にのみ有効であり、レーザ照射時の温度画像のよう
に、局所的に急激な位相変化がある場合には、立体構造
を正確に表示できない問題があった。

【００２０】また、位相から血管像を求めるPC（Phase
Contrast）法では、位相の主値が変わらないようにする
ため、撮影シーケンスの速度エンコーデイング（VENC：
Velocity Encodinを、検出する血流速度に応じて、最適
に設定する必要がある。このように、3次元(3D)温度計
測に直ちに従来技術を適用することはできなかった。

【００２１】このため、本発明では、MRI装置を用い
て、被検体内の３次元温度計測結果を可視化し、その温
度変化をモニタするのに好適な３次元温度計測方法を提
供することを目的とする。

【００２２】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明のMRI装置を用いた３次元温度計測方法は、
被検体からのMR信号を計測してMR画像を作成し表示する
MRI装置を用いて、被検体のMR画像の作成、表示する方
法において、（１）被検体の３次元温度分布情報を含む
３次元MR撮影又は２次元マルチスライスMR撮影を実行す
るステップと、（２）ステップ（１）で得られる３次元
複素MR画像又は２次元マルチスライス複素MR画像から、
３次元位相分布を演算するステップと、（３）前記３次
元位相分布に対し、３次元位相アンラップ処理を行うス
テップと、（４）位相アンラップ処理を行った３次元位
相分布から被検体の３次元温度分布を演算するステップ
と、（５）ステップ（４）で得られる３次元温度分布に
ついてボリュームレンダリング処理を行い、ボリューム
レンダリング処理したものを被検体の３次元温度画像と
して表示するステップとを具備するものである（請求項
１）

【００２３】この構成では、3次元MR撮影又は2次元マル
チスライスMR撮影の実行、複素MR画像からの3次元位相
分布の演算、3次元位相アンラップ処理の実施後、被検
体の３次元温度分布を演算し、その３次元温度画像をボ
リュームレンダリング法で表示することができるので、
レーザ照射などで得られる加熱部分のような被検体の温
度変化のある部分の温度分布を立体的に正確に観察する
ことができる。

【００２４】本発明のMRI装置を用いた３次元温度計測
方法では更に、３次元温度画像のボリュームレンダリン
グ処理の元画像データを温度変化領域の広がりに対応し
て自動抽出するものである。この構成では、３次元温度
画像上で温度変化領域のみが画像データの変化する範囲
と見て、その温度変化領域の広がりに対応する領域のみ
ボリュームレンダリング処理を行うことにしている。こ
のため、ボリュームレンダリング処理の対象となる元画
像データも温度変化領域の部分に限定することにして、
これを自動的に抽出してボリュームレンダリング処理を
行うことにより演算処理時間の短縮化を図っている。

【００２５】また、上記目的を達成するため、本発明の
MRI装置は、被検体からのMR信号を計測してMR画像を作
成し表示するMRI装置において、被検体の３次元温度分
布情報を含む３次元MR撮影又は２次元マルチスライスMR
撮影を実行して３次元複素MR画像又は２次元マルチスラ
イス複素MR画像から３次元位相分布を演算する手段と、
前記３次元位相分布に対し３次元位相アンラップ処理を
行う手段と、位相アンラップ処理を行った３次元位相分
布から被検体の３次元温度分布を演算する手段と、３次
元温度分布についてボリュームレンダリング処理を行
い、被検体の３次元温度画像を得る手段と、被検体の３
次元温度画像を表示する手段とを具備する。この構成
は、上記の３次元温度計測方法を実施するMRI装置であ
る。

【００２６】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施例を添付図面
に沿って説明する。図６は、本発明を実施するのに用い
るMRI装置の構成例を示すブロック図である。図６にお
いて、MRI装置の計測空間600に挿入された被検体601の
周囲には、計測空間600に静磁場を発生する磁石602と、
計測空間600に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル603
と、計測空間600に高周波（RF）磁場を発生するRF照射
コイル604と、RF磁場に励起されて被検体601が発生する
MR信号を検出するRF受信コイル605が配置されている。
また、被検体601はベッド612に載置されて、計測空間60
0に挿入される。

【００２７】傾斜磁場コイル603は、x軸、y軸、z軸の３
方向の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源609か
らの信号に応じてそれぞれの方向の傾斜磁場を発生す
る。RF照射コイル604はRF送信部610の信号に応じてRF磁
場を発生する。RF受信コイル605が受信したMR信号は、
信号検出部606で検出され、信号処理部607で信号処理さ
れ、また、計算により画像信号に変換される。画像は表
示部608で表示される。

【００２８】傾斜磁場電源609、RF送信部610、信号検出
部606、信号処理部607、表示部608は制御部11で制御さ
れる。これらの制御のうち、傾斜磁場電源609、RF送信
部610、信号検出部606の制御のタイムチャートは、一般
にパルスシーケンスと呼ばれている。

【００２９】次に、図６のMRI装置を用いて本発明の３
次元温度計測方法を実施する手順について、図１のフロ
ーチャートに従って説明する。図１は本発明の３次元温
度計測方法の一実施例のフローチャートを示したもので
ある。図示の如く、本実施例の３次元温度計測方法は５
個のステップから構成される。以下、図１のフローチャ
ートの各ステップについて順を追って説明する。

【００３０】先ず、図１の第１ステップ（101）では、
被検体の３次元温度分布情報を収集するために３次元MR
撮影シーケンスを実行する。図２に本発明に用いる撮影
シーケンスの一実施例を示す。この撮影シーケンスは、
３次元GrE法である。スライス方向の傾斜磁場パルス202
に合わせてRFパルス201を被検体601に照射し、TE207経
過後、被検体601から放出されるMR信号206を読み出し方
向の傾斜磁場パルス205に合わせてRF受信コイル605にて
計測する。各計測はスライス方向および位相エンコード
方向について繰り返す。

【００３１】上記撮影シーケンスでの撮影パラメータと
しては、例えば、繰り返し時間TR＝70ms、エコー時間TE
＝35ms、撮影マトリックス＝128（読み出し方向）×64
（位相エンコード方向）×8（スライスエンコード方
向）である。また、バルク厚＝32mm、積算回数＝1回と
する。このとき、撮影時間は35.8s（＝70×10^-3×64×8
s）である。

【００３２】撮影は、少なくとも加熱前と加熱後の２回
行う。加熱は、例えばYAGレーザとレーザファイバを使
用して、椎間板内にレーザを照射する。１回の照射時間
は10秒間とし、所定の治療効果が得られるまでレーザ照
射を繰り返す。

【００３３】また、温度の時間的推移を見るためには、
２回目の撮影の後、36s毎に撮影を繰り返す。また、上
記と同様の撮影は、２次元（2D）マルチスライス撮影で
も行うことができる。しかしながら、この場合は、スラ
イス厚が厚くなったり、S/Nが低くなったりするデメリ
ットがある。

【００３４】図１において、次の第２ステップ（102）
では、第１ステップ（101）で得られた３次元複素MR画
像から３次元位相分布を計算する。PPS法（位相法）の
温度分布画像においては、温度差ΔT(i, j, k)[℃]に対
応する位相差θ(i, j, k)[rad]は、式（１）の２次元座
標(i, j)を３次元座標(i, j, k)に拡張した式で与えら
れる。ここで、静磁場強度B₀はオープン型MRI装置を用
いていることから0.3Tである。式（１）から、0.3Tの場
合、多くの学会発表がなされている1.5Tの場合に比べ
て、同一のTE値に対して位相差θ(i, j, k)が1/5にな
る。従って、同一の温度変化に対して1.5Tと同程度の位
相回転を得るには、TE値を５倍大きくする必要がある。
一方、生体組織のT2減衰による信号量の低下を防ぐ観点
からは、TEの延長には実際には限界がある。このような
考えから、実験では上述のようにTE＝35msを用いる。

【００３５】次に、３次元位相分布の計算について詳述
する。３次元GrE法で計測した複素MR信号を、３次元フ
ーリェ変換（または２次元マルチスライス撮影時には２
次元フーリェ変換）して、３次元複素MR画像S(i, j,k)
を得る。ここで、複素MR画像S(i, j, k)の絶対値Sa(i,
j, k)＝|S(i, j, k)|を求め、所定の閾値以上の画素の
みを抽出することによって、被検体が存在する領域を抽
出しておく。閾値としては、例えばSa(i, j, k)の最大
値の20％を使用する。

【００３６】３次元複素MR画像から３次元位相分布を抽
出する。上記の複素MR画像S(i, j,k)は一般に式（３）
のように表される。 S(i, j, k)＝Sa(i, j, k)exp[iφ(i, j, k)] ・・・・・（３）ここで、exp[iφ(i, j, k)]は位相成分である。以下で
は、加熱前後の複素MR画像をそれぞれ式（４）、（５）
で表す。 S₁(i, j, k)＝Sa₁(i, j, k)exp[iφ₁(i, j, k)] ・・・・・（４） S₂(i, j, k)＝Sa₂(i, j, k)exp[iφ₂(i, j, k)] ・・・・・（５）

【００３７】両複素MR画像の比ΔS_1/2(i, j, k)をとる
と、 ΔS_1/2(i, j, k)＝S₁(i, j, k) ／S₂(i, j, k) ＝[Sa₁(i, j, k)/Sa₂(i, j,k)]・exp[i[φ₁(i, j, k)−φ₂(i, j, k)]] ・・・・・（６）である。このうちの位相成分exp[i[φ₁(i, j, k)−φ
₂(i, j, k)]]が被検体の温度変化を反映している。

【００３８】両複素MR画像の比S_1/2(i, j, k)の実部と
虚部を式（７）、（８） ΔSr_1/2(i, j, k)＝real[ΔS_1/2(i, j, k)] ・・・・・（７） ΔSi_1/2(i, j, k)＝img[ΔS_1/2(i, j, k)] ・・・・・（８）で表すと、位相差Δφ_1-2(i, j, k)≡φ₁(i, j, k)−
φ₁(i, j, k)は式(9)で得られる。 Δφ_1-2(i, j, k)≡arctan[ΔSi_1/2(i, j, k)／ΔSr_1/2(i, j, k)] ・・・・・（９）

【００３９】ここで、逆三角関数arctanは、どのような
値に対しても−πから＋πまでの値を与えるため、得ら
れた位相差Δφ_1-2(i, j, k)の画像はエリアシングを発
生する。図３は、これを示したもので、図では見やすく
するために２次元表示してある。以上の理由により、Δ
φ_1-2(i, j, k)は、式（１）のθ(i, j, k)には直接対
応していない。これを解決するために、次に述べる位相
アンラップ処理を行う。

【００４０】図１のフローチャートにおいて、次の第３
ステップ（103）では、第２ステップ（102）で得られた
３次元位相分布の計算結果について、３次元位相アンラ
ップ処理を行う。ここで提案する位相アンラップ処理
は、レーザ等によって被検体が局所的に加熱された場
合、被検体内部の温度分布は連続的であるとの仮定に基
づく。この仮定のもとに、３次元画像の被検体部分の非
連続点を検出し、非連続点についてはエアリシングが発
生していると判断して、位相値のアンラップ処理を行う
ものである。

【００４１】以下、位相値のアンラップ処理について図
３を参照しながら説明する。図３は本発明に用いる位相
アンラップ処理を説明するための図である。位相アンラ
ップ処理は、（１）基点の決定、（２）処理の走査方向
の決定、（３）アンラップ処理の実行の手順で行われ
る。

【００４２】（１）基点(i₀, j₀, k₀)を決める。図３の
上図は被検体の位相図301を示したものである。この位
相図301は２次元のもの（Δφ_1-2(i, j,k_o)）で、画素
i、jについて表示されている。位相図301上には、加熱
部分302、基点303、エリアシング304、305が表示されて
いる。先ず、基点(i₀, j₀, k₀)の決定方法としては、被
検体内に存在し、かつ温度変化をしていない部位の１画
素を選択する。温度変化をしている部位をおおまかに知
るためには、温度上昇している領域の信号が低下するこ
とを利用する。すなわち、絶対値画像（式（４）、
（５）参照）の加熱前後の信号差、 ΔSa_1-2(i, j, k)＝| Sa₁(i, j, k)−Sa₂(i, j, k)| ・・・・・（１０）が、最大となる画素を温度変化があった部位と考え、基
点から除外する。

【００４３】基点303の決定については、元になる画像
信号値Sa₁(i, j, k)およびSa₂(i, j,k)が大きいほう
が、位相値の精度も高く、基点303として適している。
すなわち、被検体内で温度変化（差分画像の絶対値の変
化）が少なく、かつ元画像の信号量が大きい画素を基点
303とするのが望ましい。

【００４４】温度変化をしている部位をおおまかに知る
ための他の方法について図４により説明する。図４も図
３の上図と同様に被検体の位相図401を示したものであ
る。位相図401内には、温度変化した領域402、基点403
が含まれている。この方法では、図４に示す如く撮影領
域を数個（図４では９個）のブロックに分割し、各々の
ブロックで、被検体内のΔSa_1-2(i, j, k)の平均値Smea
n_n（ｎ＝1〜ブロック数）を求め、Smean_nが最大となる
ブロックn内を基点403の選定から除外する。この方法に
よれば、輝点ノイズなどに起因する不可避的な誤検出を
避けることができる。

【００４５】（２）処理の走査方法を決定する。アンラ
ップ処理の走査方向は最終的には全方向について行う。
しかし、処理の順番は任意でよい。ここでは、先ず基点
(i₀, j₀, k₀)303を基準にしてiの正方向を走査方向とす
る。

【００４６】（３）アンラップ処理を実行する。基点(i
₀, j₀, k₀)303から出発し、走査方向に沿って順次、隣
接画素間の位相差の差分を求め、位相値の差分が位相閾
値thを越えていれば、アンラップ処理を行う。位相閾値
thとしては、例えばπとする。具体的には、式（１１）
に示すような演算を行う。 θ(i₀, j₀, k₀)＝Δφ_1-2(i₀, j₀, k₀) θ(i₀+1, j₀, k₀)＝Δφ_1-2(i₀+1, j₀, k₀) ：if |θ(i₀, j₀, k₀)−Δφ_1-2(i₀+1, j₀, k₀)|<th θ(i₀+1, j₀, k₀)＝Δφ_1-2(i₀+1, j₀, k₀)＋2π ：ifθ(i₀, j₀, k₀)−Δφ_1-2(i₀+1, j₀, k₀)>th θ(i₀+1, j₀, k₀)＝Δφ_1-2(i₀+1, j₀, k₀)−2π ：ifθ(i₀, j₀, k₀)−Δφ_1-2(i₀+1, j₀, k₀)<−th ・・・・・（１１）

【００４７】式（１１）の演算内容を図３の下図を用い
て説明する。先ず、図３の上図の被検体の位相図301のj
＝j₀線306上の位相差分Δφ_1-2(i, j, k)が図３の下図
の鋸歯状の実線Aである。この実線Aは、j＝j₀線306上の
点Cと点Dに対応する位置で位相値のジャンプをしてい
る。

【００４８】以下、順にiの正方向にi₀+1、i₀+2、i₀+
3、…について、アンラップ処理を繰り返す。被検体の
点Eまでこの処理を行ったら、次に基点(i₀, j₀, k₀)303
を始点として、iの負方向にi₀−1、i₀−2、i₀−3、…に
ついて、θ(i₀, j₀, k₀)を初期値として同様の処理を行
う。この結果、画素(i₀, j₀, k₀)の線306についての、
Δφ_1-2(i, j₀, k₀)からθ(i, j₀, k₀)への変換が完了
する。

【００４９】ここで、位相アンラップ処理を正確に行う
ための前提条件として、「被検体の形状は、凸面で囲ま
れており、凹部はなく、従って、上記処理を行うにあた
り、被検体領域がiの正または負方向に飛び飛びになる
ことはない」がある。これは、通常の臨床利用ではこの
条件が満たされていると考えられることから、実用上大
きな制約となることはない。

【００５０】次に、画素座標(i, j₀, k₀)を初期値とし
て、処理の走査方向を、jもしくはkの方向とし、同様の
アンラップ処理を行う。この結果、被検体内部につい
て、３次元的な位相アンラップ処理が完了する。

【００５１】位相アンラップ処理を更に安定にするため
には、直交座標の３方向だけでなく、さらに斜方向、例
えばi＝jと平行な方向にも同様なアンラップ処理を行う
ことが望ましい。

【００５２】被検体外部の位相値は、背景ノイズから計
算される位相値であり、ランダムな値である。これらの
位相値は温度情報を含まないので、被検体外部の位相値
θ(i, j, k)は0とする。以上の位相アンラップ処理を行
った結果、位相画像に存在したエリアシングが除去され
る。

【００５３】図１のフローチャートにおいて、次の第４
ステップ（104）では、第３ステップ（103）でアンラッ
プ処理した３次元位相分布に基づいて３次元温度分布の
計算を行う。すなわち、上記で計算したθ(i, j, k)に
基づいて、被検体の温度変化の分布を、式(2)を３次元
的表記した式（１２）を使って３次元的に求める。 ΔT(i, j, k)=θ(i, j, k)／(γ・B₀・C・τ) ・・・・・（１２）ここで、γ・B₀は共鳴角周波数を与える。B₀＝0.3Tの場
合には、25.6×10⁶・π[rad/s]である。τは撮影シーケ
ンスのTE値（＝35ms）と等しい。

【００５４】図１のフローチャートにおいて、次の第５
ステップ（105）では、第４ステップ（104）で求めた３
次元温度分布の計算結果に基づき、表示のための３次元
温度画像を計算し、画面に表示する。本発明において
は、この表示に３次元投影を行う。温度分布の３次元投
影法としては、ボリュームレンダリング法や最大投影値
法などがあるが、ボリュームレンダリング法を用いるの
がよい。何となれば、レーザによる被検体の加熱は、レ
ーザ照射部の中心部分の温度が最も高く、周囲に行くに
従って温度が低くなるためである。

【００５５】これに対し、最大投影値法を用いた場合、
基本的には、加熱部分を３次元的に可視化できるもの
の、レーザファイバ先端部付近の閾値よりも高い高温度
部が視覚的にわかりにくいと予想される。このため、本
実施例では、温度画像をボリュームレンダリング法で可
視化する。

【００５６】ボリュームレンダリング法では、３次元空
間に対してレイキャスティングを行う。この方法として
は、例えば、front to back法、back to front法、並行
投影法などが当業者に公知である。１画素に注目した場
合、αの不透明度をもつ画素にCinの光が入って来たと
き、画素の色をCとすると、画素を出て行く光Coutは式
（１３）で表される。このCoutが撮影時のボクセル値に
相当する。 Cout＝Cin(1−α)＋C・α ・・・・・（１３）

【００５７】αは0で完全な透明、１で完全な不透明で
ある。αは温度ΔT(i, j, k)に対応する。ΔT(i, j, k)
＝0に対しては、α＝0とする。ΔT(i, j, k)の最大値
は、例えばレーザ照射では300℃程度であるので、ΔT
(i, j, k)＝300[℃]に対して、α＝1とする。すなわ
ち、α＝ΔT(i, j, k)/300とする。このように設定する
ことにより、レーザ照射点が不透明になり、その周辺
に、楕円球状に広がる高温度領域を３次元的に画像化す
ることができる。

【００５８】温度計測のMR撮影を２回以上繰り返す場合
には、n回目の撮影と１回目の撮影との間で、上記と同
様の演算を行う。その結果、n回目の撮影と１回目の撮
影の間に生じた温度変化の画像を３次元的に得ることが
できる。

【００５９】さて、ボリュームレンダリング法は有用で
あるが、演算時間が長いため実用上使い勝手が若干悪い
ことは周知である。温度画像を連続的に、時系列的に、
３次元表示したい場合に演算時間が長いことが問題とな
る。本実施例の撮影時間は35.8sであるが、この数値
は、例えばGrE型のマルチショットEPIシーケンスを導入
することにより、1/4程度の時間、すなわち10s弱にまで
短縮することが可能である。従って、３次元温度分布表
示についても10s以内に完了することが重要な課題とな
る。

【００６０】以下では、上記課題を解決するためのダイ
ナミック３次元温度計測に適したボリュームレンダリン
グの改良手法について図５を参照しながら説明する。図
５は本発明に用いるボリュームレンダリング処理の一実
施例の一部を示す図である。ボリュームレンダリング法
の演算時間を減らすには、元になる３次元温度画像の画
素数を減らすことが本質的である。局所温度治療では、
図５に示す如く、注目する温度変化部分501は、ほぼ球
状に局在している。これは、レーザ照射のためのレーザ
ファイバ502やRFトランスジューサが、侵襲的に患部は
挿入され、その部位のみを加熱するためである。同様
に、焦点超音波による加熱においても、局所のみの加熱
となっている。

【００６１】このように注目点が局在しているというこ
とは、血管像を表示するMRAの場合とは大きく異なる。
温度画像のこの特徴を利用することによって、元の温度
画像からボリュームレンダリングの対象となる画素のみ
を効率良く自動抽出することができる。

【００６２】具体的には、温度画像ΔT(i, j, k)が表示
される温度表示領域505のうちの、温度変化の最大点も
しくは温度変化領域の重心点Q(i_max, j_max, k_max)503を
求め、この点Q503を中心としてユーザが設定する半径r₀
の球状領域504もしくは一辺の長さa₀の立方体領域（図
示せず）のみをボリュームレンダリングの対象領域とす
る。

【００６３】球状領域504の半径r₀は典型的には20mm程
度、立方体領域の一辺の長さa₀は40mm程度とする。撮影
視野（FOV）が250mm×250mmの画像では、画素サイズは
1.95mm(=250mm/128)なので、立方体領域の場合の一辺は
20画素(＝40mm/1.95mm)である。また、ボリュームレン
ダリングに使われる画素数は、20×20×20となる。

【００６４】ボリュームレンダリング対象領域504の一
辺の大きさ（または半径の大きさ）は、撮影毎に変化さ
せても良い。これは、レーザ加熱の場合、最初はごく小
さい領域が加熱され、徐々に加熱領域が広がっていくこ
とを考慮して、温度画像ΔT(i, j, k)の表示領域505の
うちの、温度変化の最大点Q(i_max, j_max, k_max)503を基
準としてΔT(i, j, k)の空間的な変化をr(r＝|(i−
i_max, j−j_max, k−k_max)|)の関数として求める。ΔT
(i, j, k)の値が最大変化点の値ΔT(i_max, j_max, k_ma _x)
の半分になるような半径rを温度変化部位の広がりとし
て捕らえることができる。これをr_dとする。

【００６５】このときのボリュームレンダリング対象領
域504の半径r₀の値は、撮影毎に（すなわちボリューム
レンダリングの元画像データの組毎に）、例えばr₀＝3
× r_dとなるように変化させる。このように半径r₀を設
定することにより、ボリュームレンダリング対象の元画
像は、温度変化領域の広がりとともに拡大していき、ボ
リュームレンダリング処理を行うのに必要十分な元画像
データから構成され、ボリュームレンダリング処理の演
算時間も最短となる。

【００６６】上記の実施例では、レーザによる加熱時の
被検体の温度変化を３次元的に可視化する例を示した
が、他の実施例として、例えば、RFアブレーション時の
被検体の温度変化を画像化することもできる。また、例
えばクライオサージェリーでは、−40℃まで患部を冷却
した場合、冷凍領域の直径は20mm程度に達するので、こ
のような低温治療時の温度モニタにも本発明は利用する
ことができる。この場合、ボリュームレンダリングにお
いて、温度が下がるほどαの値を大きくするように変換
式の符号を反転する必要がある。

【００６７】

【発明の効果】以上説明した如く、本発明によれば、被
検体内の温度変化を３次元的に表示することができる。
また、必要に応じて、本発明のボリュームレンダリング
処理を適応することにより被検体の３次元温度変化を準
リアルタイムで可視化することができる。

【００６８】また、従来レーザ照射などで得られる加熱
部分を３次元的に計測し、３次元画像として表示する手
法は検討されていなかったが、本発明によれば、レーザ
照射時の局所的に急激な位相変化がある場合に、その立
体的構造を安定かつ正確に表示することができる。ま
た、位相から血管像を求めるPC（Phase contrast）法の
ように撮影シーケンスのパラメータを最適にセットする
必要もなく、３次元温度計測が可能である。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の３次元温度計測方法の一実施例のフロ
ーチャート。

【図２】本発明に用いる撮影シーケンスの一実施例。

【図３】本発明に用いるエリアシング処理を説明するた
めの図。

【図４】本発明に用いる位相アンラップ処理を説明する
ための他の図。

【図５】本発明に用いるボリュームレンダリング処理の
一実施例の一部を示す図。

【図６】本発明を実施するのに用いるMRI装置の構成例
を示すブロック図。

【符号の説明】

101…第１ステップ 102…第２ステップ 103…第３ステップ 104…第４ステップ 105…第５ステップ 201…RFパルス 202,203…スライス方向傾斜磁場パルス 204…位相エンコード方向傾斜磁場パルス 205…読み出し方向傾斜磁場パルス 206…MR信号 207…TE 301, 401…位相図 302, 402…加熱部分（温度変化領域） 303, 403…基点 304, 305…エリアシング 306…j＝j₀線 501…温度変化部分 502…レーザファイバ 503…温度変化の最大点もしくは温度変化領域の重心点Q 504…球状領域 505…温度表示領域 600…計測空間 601…被検体 602…磁石 603…傾斜磁場コイル 604…RF照射コイル 605…RF受信コイル 606…信号検出部 607…信号処理部 608…表示部 609…傾斜磁場電源 610…RF送信部 611…制御部 612…ベッド

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体からの磁気共鳴(以下、MRという)
信号を計測してMR画像を作成し表示する磁気共鳴イメー
ジング装置（以下、MRI装置という）を用いて、被検体
のＭＲ画像の作成、表示する方法において、（１）被検体の３次元温度分布情報を含む３次元MR撮影
又は２次元マルチスライスＭＲ撮影を実行するステップ
と、（２）ステップ（１）で得られる３次元複素MR画像又は
２次元マルチスライス複素ＭＲ画像から、３次元位相分
布を演算するステップと、（３）前記３次元位相分布に対し３次元位相アンラップ
処理を行うステップと、（４）位相アンラップ処理を行った３次元位相分布から
被検体の３次元温度分布を演算するステップと、（５）ステップ（４）で得られる３次元温度分布につい
てボリュームレンダリング処理を行い、ボリュームレン
ダリング処理をしたものを被検体の３次元温度画像とし
て表示するステップとを具備することを特徴とするMRI
装置を用いた３次元温度計測方法。