JP2002272706A - 磁気共鳴画像装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 脳機能を反映した画像を正確にかつ高分解能
に得ることのできる磁気共鳴診断装置の提供。 【解決手段】 被検体内から発生した磁気共鳴信号を収
集して画像化する磁気共鳴画像装置において、前記被検
体に生理学的な刺激を与える刺激付与手段と、この刺激
付与手段を制御し、前記刺激を与えるか否かを切り換え
る手段と、前記刺激付与手段により刺激を与えた場合の
画像情報と前記刺激付与手段により刺激を与えない場合
の画像情報とから所定のパラメータの変化分を算出する
手段と、この手段により算出された所定のパラメータの
変化分に対して正規化を行い、所定の重み関数を重畳す
る手段と、この手段により得られた各々の画像情報を加
算し、画像化する手段とを具備する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、化学シフトを利用
した磁気共鳴画像装置（以下「ＭＲＩ」という）に関す
る。

【０００２】

【従来の技術】生体内の温度は多くの生理的機能を反映
する物理量であるため、これを観測することは、血行障
害をはじめとする腫瘍等の診断、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ことが知られてい
る。従って、体温計測、組織温度計測、ハイパーサーミ
ア等幅広い分野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。

【０００３】この生体内温度分布を非侵襲的に測定する
試みの一つとして、以下に示す核磁気共鳴信号（以下
「ＮＭＲ信号」という）の温度依存パラメータを用いる
方法が知られている。 （１）Ｍ₀：熱平衡磁化 熱平衡磁化Ｍ₀は、次式に示されるように温度に反比例
することが知られている。

【０００４】

【数１】

【０００５】式１より、純水中のプロトン系に対するＭ
₀の温度勾配は、４０℃において−０．３６［％／Ｋ］
となるため、Ｍ₀の変化から温度を推定することができ
る。 （２）Ｔ₁：縦緩和時間 分子運動速度をプロトンの位置に関する相関関数の時定
数τ_cで定量化した場合に、Ｔ₁は次式で近似的に表され
る。

【０００６】

【数２】

【０００７】式２より、純水中のプロトン系に対するＴ
₁の温度勾配は、４０゜Ｃにおいて２．２％／Ｋと、Ｍ₀
に比べて温度に対する感度が高いパラメータとなってい
る。 （３）Ｔ₂：横緩和時間 横緩和時間Ｔ₂は、次式のような温度の関数として示さ
れる。

【０００８】

【数３】

【０００９】（４）Ｄ：拡散定数 拡散定数Ｄは、次式のような温度依存性を示す。

【００１０】

【数４】

【００１１】従って、温度変化前後（Ｔ₀、Ｔ）の拡散
画像Ｄ₀とＤから温度変化分（Ｔ−Ｔ ₀）は、以下のよう
に求めることができる。

【００１２】

【数５】

【００１３】以上のように、生体内温度分布を非侵襲的
に測定にＮＭＲ信号の温度依存パラメータを用いる方法
が種々知られている。

【００１４】しかしながら、熱平行磁化に基づいて温度
計測を行う方法では、温度勾配が非常に小さいため、高
分解能、高精度を得るために、極めて厳密な測定を行う
必要があった。

【００１５】また、縦緩和又は横緩和時間に基づいて温
度計測を行う方法では、自由水及び結合水の温度依存
性、結合水の比率等あらかじめ測定しなければならず、
測定自体が煩雑であった。また、これら緩和時間を数％
の精度で求めるためには、システム全体の安定性等に問
題があった。さらに、縦緩和時間の測定には非常に時間
が要していた。

【００１６】さらに、拡散定数に基づいて温度計測を行
う方法では、（Ｔ−Ｔ₀）＜＜Ｔ₀，活性化エネルギー＝
定数、であるという仮定を前提としているため、これら
の仮定に基づく誤差を含む可能性があり妥当でなかっ
た。

【００１７】これに加えて、Ｔ₁，Ｔ₂，Ｄは粘度の関数
としても表され、一般に各組織の粘度の温度依存性が異
なるため、各パラメータの温度依存性が各々の組織によ
って異なり、正確な温度分布を算出することが事実上不
可能であった。

【００１８】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の現実
である。従って、従来より、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
が一般に行われてきた。

【００１９】また、体表面における微小磁場を超電導量
子干渉素子（以下「ＳＱＵＩＤ」という）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。これまでに、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
ることが知られている。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。

【００２０】そこで、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図３に示す磁場の不
均一性を反映したＴ２＊強調画像を撮像するパルスシー
ケンスを用いることによって、画像強度の変化から脳の
発火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。

【００２１】さらに、Ｔ２＊強調画像の位相情報が刺激
によって変化することが指摘されているため位相画像に
よって脳機能を画像化することができる。

【００２２】しかしながら、このような画像強度の変化
から生体内、特に脳内の生理機能を診断しようとする場
合に、観測される画像強度の変化は数％程度であるため
このような微小な変化を検出するには１００以上の画像
Ｓ／Ｎが必要となり、通常このような画像Ｓ／Ｎを得る
ためにボクセルサイズを粗くするなどの方法がとられ
る。このため十分な空間分解能を実現することができな
かった。また、画像強度の変化がボクセル内の磁場分布
の変化を反映するものであるため、ボクセル内で脳の活
性化による磁場分布の変化がボクセル内で一様である場
合にはこの部位を脳の活性部位として検出することがで
きなかった。

【００２３】

【発明が解決しようとする課題】上述のように、ＭＲＩ
によって脳の活動を画像化し、画像強度の変化から生体
内、特に脳内の生理機能を診断しようとする場合に、観
測される画像強度の変化は数％程度であるためこのよう
な微小な変化を検出するには１００以上の画像Ｓ／Ｎが
必要となり、通常このような画像Ｓ／Ｎを得るためにボ
クセルサイズを粗くするなどの方法が採られる。このた
め十分な空間分解能を実現することができなかった。ま
た、画像強度の変化がボクセル内の磁場分布の変化を反
映するものであるため、ボクセル内で脳の活性化による
磁場分布の変化がボクセル内で一様である場合にはこの
部位を脳の活性部位として検出することができなかっ
た。

【００２４】そこで、本発明は、脳機能を反映した画像
を正確にかつ高分解能に得ることのできる磁気共鳴診断
装置を提供することを目的とする。

【００２５】

【課題を解決するための手段】本発明は上記従来の課題
を解決するために、静磁場中におかれた被検体内の対象
核種を励起すべく高周波磁場を印加した後、前記対象各
種の磁化に読み出し勾配磁場を複数回反転させながら印
加させつつ、前記対象核種の磁化に位相エンコード磁場
を印加するパルスシーケンスにより、前記被検体内から
発生した磁気共鳴信号を収集して画像化する磁気共鳴画
像装置において、前記被検体に生理学的な刺激を与える
刺激付与手段と、この刺激付与手段を制御し、前記刺激
を与えるか否かを切り換える手段と、前記刺激付与手段
により刺激を与えた場合の画像情報と前記刺激付与手段
により刺激を与えない場合の画像情報とから所定のパラ
メータの変化分を算出する手段と、この手段により算出
された所定のパラメータの変化分に対して正規化を行
い、所定の重み関数を重畳する手段と、この手段により
得られた各々の画像情報を加算し、画像化する手段とか
らなることを特徴とする磁気共鳴画像装置を提供する。

【００２６】ここで、化学シフトから温度値推定の原理
について説明する。温度（ブラウン運動）に依存する水
素結合強度は、遮蔽定数（化学シフト）に影響を及ぼ
す。このため、水素結合したＯＨ基の化学シフトの変化
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（ＣＨ₃ＯＨ；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（−０．０１［ｐｐｍ ／℃］）こ
とがＪ．Ｃ．Ｈｉｎｄｍａｎ （Ｊ．Ｃｈｅｍ．Ｐｈｙ
ｓ．４４，４５８２，１９６６）、Ａ．Ｌ．Ｖａｎ Ｇ
ｅｅｔ（Ａｎａｌ．Ｃｈｅｍ．４０−１４，２２２７，
１９６８ Ａｎａｌ．Ｃｈｅｍ．４２−６，６７９，１
９７０ ）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ほぼ一定の値を示すこと
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。

【００２７】いま、各位置における静磁場の不均一性Δ
Ｂ₀は、次式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、温度の関数として表される化学シフト磁
場Ｂ_C（Ｔ（ｒ））の和となる。

【００２８】

【数６】

【００２９】ここで、温度変化を起こす前の温度Ｔ₀に
おける静磁場分布と温度変化後Ｔに得られる静磁場分布
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。

【００３０】

【数７】

【００３１】従って、温度変化前後の磁場分布を測定
し、化学シフト磁場の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。この磁場分布は後述するように
図５、６に示すＰｈａｓｅ Ｍａｐｐｉｎｇ パルスシ
ーケンスで得られる位相画像に比例する。

【００３２】また、第２発明によれば、温度依存性を示
さない組織あるいは、毛細管を周囲に含まない組織にお
ける位相画像（位置ずれ検出用位相画像）を収集し、こ
の情報に基づいて得られた画像が真の分布を反映してい
るか否かの判定を行い、位置ずれを生じている場合には
これを示し、再度情報の収集を行い、又は位置ずれを考
慮した領域に合致するように複数回前記位置ずれ検出用
位相画像を収集し位置を補正するので、位置ずれを検知
することによって得られた画像の誤評価が無くなり、再
度画像データを収集するか、あるいは、位置を合致させ
て画像データを収集することによって、真の生理学意義
を反映した画像を得ることができ診断の信頼性を高める
ことができる。

【００３３】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実
施例を詳細に説明する。 ［第１発明］図１は、第１発明の一実施例に係る温度依
存性に基づく化学シフト成分を利用した磁気共鳴画像装
置の構成を示す図である。

【００３４】同図において、磁気共鳴画像装置は、主磁
場（静磁場）を発生するための主磁石１０及び主磁石電
源１１と直交するＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向にそれぞれ線形
の勾配磁場分布を有する勾配磁場を生成するための勾配
コイル１２及び勾配コイル電源１３と、複数のシムコイ
ルを含むシムコイル１４及びシムコイル電源１５と、高
周波磁場を印加し、かつ、磁気共鳴信号を検出する高周
波プローブ（多核種の磁気共鳴信号の信号検出可能な様
に調整可）１６と、該プローブ１６に高周波信号を供給
する送信器１７とプローブで検出された磁気共鳴信号を
受信した後検波及び増幅する受信器１８と、シーケンス
コントローラ１９及び演算部２０によって構成される。
また、温熱療法（ハイパーサーミア）用の加温装置２１
や加温制御装置２２を付加することができる。

【００３５】次に、静磁場分布を測定する方法について
説明する。

【００３６】図２は、ＥＰＩ基本パルスシーケンスの一
例を示した図である。

【００３７】このとき、得られた画像データを多次元フ
ーリエ変換により再構成を行った場合の原画像は、静磁
場の不均一性の影響により画像歪ならびに濃度値の変化
を受ける。

【００３８】ＥＰＩの場合には静磁場の不均一性が磁化
の位相に積算され、得られるエコーデータＳ（ｔ）は次
式で表される。

【００３９】

【数８】

【００４０】ここで、Ｘ’＝Ｘ，Ｙ’＝Ｙ＋Ｂ（Ｘ，
Ｙ）／ＧＹ のように変数変換を施す。

【００４１】

【数９】

【００４２】即ち、静磁場不均一分布の影響がエンコー
ド方向の画像歪・濃度値の変化として現れることがわか
る。例えば、図３に示すようにある点Ａ（Ｘ，Ｙ）にお
ける静磁場の不均一性がＢ（Ｘ，Ｙ）であった場合にＥ
ＰＩで収集した再構成画像はエンコード方向（この場合
はＹ方向）にＢ（Ｘ，Ｙ）／ＧＹに比例した距離だけ画
像歪を受けることになり、この移動量から各位置におけ
る静磁場の不均一性を得ることができる。ただし、位置
の重なりが生じる場合には正確に静磁場の値を算出すこ
ことができないため位相エンコード勾配磁場の大きさを
調整する必要がある。

【００４３】また、濃度値の変化も磁場不均一性の分布
ならびにエンコード磁場強度の関数として表されるため
濃度値の変化から静磁場の分布を知ることができる。

【００４４】このようにＥＰＩ手法によって得られた温
度変化前後の画像歪、濃度値の変化から式７における化
学シフト磁場の変化を式９を用いて得ることが可能とな
る。

【００４５】また、図４に示すように高周波パルスの印
加開始時間とデータ収集開始時間との間隔を異ならせた
２組のＥＰＩパルスシーケンスで得られる画像の位相情
報は、時間間隔ΔＴと静磁場の不均一性に比例する。こ
れを式を用いて説明する。時間間隔が図４（ａ）とΔＴ
だけ異なる図４（ｂ）の場合に得られる信号は次式で表
される。

【００４６】

【数１０】

【００４７】ここで、ρ’（Ｘ，Ｙ）＝ ρ（Ｘ，Ｙ）
ｅｘｐ（ｊγＢ（Ｘ，Ｙ）ΔＴ）、ＫＸ＝ＧＸｔ，ＫＹ
＝ＧＹｔ （読み出し勾配磁場の方向を考慮しｋｘ−ｋ
ｙ空間における並び換え後）とおき逆フーリエ変換を施
した場合に、得られる再構成画像ρ”（Ｘ，Ｙ）は次式
で表される。

【００４８】

【数１１】

【００４９】Ｘ”＝Ｘ−Ｘ’，Ｙ”＝Ｙ＋Ｂ（Ｘ，Ｙ）
／ＧＹと変数変換を行う。

【００５０】

【数１２】

【００５１】よって、再構成される画像は、

【００５２】

【数１３】

【００５３】上式の位相項は、図４（ａ）のパルスシー
ケンスにおいて得られた画像との位相差Δθに相当する
ため、図４（ａ）及び（ｂ）で得られる画像から磁場分
布を算出することができる。

【００５４】

【数１４】

【００５５】ただし、画像はＥＰＩによる画像歪を受け
るため最終的にはこの画像歪を簡単な１次座標変換によ
って補正する必要がある。

【００５６】上記手順を温度変化前後に行うことによっ
て式７に示されるように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。

【００５７】図４は、高周波パルスを１回のみ印加する
基本的なパルスシーケンスであるが、例えば図５に示す
ように、９０度−１８０度高周波パルスを印加する場合
においては、９０度パルス−１８０度パルス間隔と、１
８０度パルス−データ収集開始時間との時間間隔ΔＴを
異ならせることで同様に磁場の分布を得ることができ
る。

【００５８】一方、脂肪などの水素結合を持たない化合
物は、温度変化の影響を受けないため内部基準物質とし
て用いることが可能となる。また、逆に温度測定領域内
に脂肪などの温度依存性を示さない物質がある場合に温
度計測誤差を生じる可能性がある。このためＥＰＩパル
スシーケンスに先立ち選択的に温度依存性を示す物質あ
るいは温度依存性を示さない物質を予め飽和あるいは励
起するパルス系列を付加することが考えられる。

【００５９】図６は、温度依存性を示す例えば水プロト
ンのみの信号を得るために脂肪等の信号を飽和させるパ
ルス系列を加えたパルスシーケンスである。

【００６０】また、図６において選択性パルスの中心周
波数を変えることによって温度依存性を示さない物質に
よる信号のみを抽出するために例えば水信号を抑圧する
ことができる。

【００６１】このようにして得られた温度依存性を示さ
ない物質の画像と温度依存性を示す物質の画像から、両
成分間の化学シフト温度依存性をあらかじめ測定してお
き校正することで絶対温度を算出することが可能とな
る。

【００６２】このとき、静磁場の不均一性の影響が影響
されにくいスピンエコー手法によって得られる画像の相
対濃度値と画像形状とＥＰＩによって得られる画像の相
対濃度値および画像形状を用いて静磁場の不均一性の分
布を推定することが精度向上の面から有利である。

【００６３】図７は簡単のために画素を拡大した模式図
である。同図（ａ）及び（ｂ）はそれぞれ図４のパルス
シーケンスで得られたは水プロトンの画像、脂肪プロト
ン画像の位相差画像である。いま、画素Ｉ，Ｋ，Ｌのよ
うに温度依存性を示す物質と示さない物質が同一画素内
に分布している場合には水プロトン位相差画像と脂肪プ
ロトン位相差画像との位相差を算出することができる。
予め水プロトン化学シフトと脂肪プロトン化学シフトと
の温度依存性が校正されていればこの差から絶対温度を
算出できる。これは、位相差に限らず前述したように、
画像歪・濃度値の変化からも同様に算出できる。

【００６４】同一画素内に水、脂肪が混在していない画
素Ｊの場合には温度分布が滑らかに変化することを利用
して近傍画素のＩ，Ｋ，Ｌ等の水信号あるいは脂肪信号
を用いることで温度分布を補正（補間）することができ
る。

【００６５】なお、上記実施例では、水プロトンと温度
依存性を用いた方法について説明してきたが、これに限
るものでない。例えば、１３Ｃ、１９Ｆ等を用いた温度
計測方法（特開昭５９−１９６４３１号公報）を用いて
もよい。また、同一核種の計測だけでなく温度基準物質
として多核種の温度依存性を用いてもよい。これによ
り、温度計測の高速化、精度向上が図られる。

【００６６】このように、本発明によって収集された温
度変化を知ることができれば、例えば、ハイパーサーミ
ア（温熱療法）における加温効果を非侵襲的に測定でき
る。すなわち、加温（治療）前後の画像から温度分布画
像として表示することができる。その結果、加温効果の
判定が容易にできるようになる。

【００６７】また、脳内などの¹Ｈ化合物が存在してい
る組織の場合に温度依存性を示さないＣＨ₂，ＣＨ₃等の
化学シフト成分を基準にすれば、さきに述べた絶対温度
を表示することが可能となり、生体温度分布の異常から
疾病の診断が可能となる。 ［第２発明］図８は、第２発明の一実施例に係る温度依
存性に基づく化学シフト成分を利用した磁気共鳴画像装
置の構成を示す図である。

【００６８】同図において、視覚刺激を初めとする必要
な刺激を与えるための刺激発生装置８１及びこれを制御
する刺激発生装置制御部８２が設けられている以外は、
第１発明における磁気共鳴画像装置の構成と同じであ
る。

【００６９】ここで、脳機能画像化について説明する。

【００７０】まず、ボクセル内の磁場不均一性がどのよ
うに画像に反映されるかを示す。

【００７１】図９に示すパルスシーケンスで得られる観
測データＳ（ｔ）は、式１５のように表される。

【００７２】

【数１５】

【００７３】得られた信号をフーリエ変換して得られる
再構成画像ρ’（Ｘ，Ｙ）は、磁場の不均一性が読み出
し勾配磁場に比べて十分小さいとすれば式１６で表され
る。

【００７４】

【数１６】

【００７５】ここで、体積積分はＸ、Ｙ座標で表される
各ボクセル内にて行われる。式１６から、各ボクセル内
の磁場不均一性がコントラストに反映された画像が得ら
れることがわかる。すでに述べたように、ある種の生理
的刺激によって脳が活性化された部位の血流量が変化
し、これに伴って帯磁率が変化するため磁場のボクセル
内の磁場の均一性が変化する。式１６からわかるように
各位値の磁場均一性の分布によって画像のボクセル強度
値（絶対値）が変化する。このときの様子を図１０に示
す。すなわち、刺激前の図１０（ａ）の状態から刺激の
ため反磁性を呈するヘモグロビンが流入するため局所的
な磁場均一性が向上し、図１０（ｂ）に示すように位相
の乱れが小さくなり信号強度が増加する。このような刺
激前後の画像強度の変化により脳が活性化された部位を
検出することができる。ただし、このときの画像強度の
変化は数％であるため精度良く、あるいは高分解能な画
像を得るには十分とはいえない。検出感度を向上するた
めにエコータイムを伸張し、磁化の位相乱れを大きくす
ることが可能であるが、エコータイムの伸張のために信
号Ｓ／Ｎが悪化し、検出感度が逆に劣化する場合があ
る。

【００７６】一方、式１６に注目すると、加える刺激に
よる磁場不均一性を位相変化として検出することが可能
である。近似的に各点におけるプロトン密度が等しいと
するとボクセル信号として観測される位相値はこれらの
平均的な値となる。

【００７７】

【数１７】

【００７８】刺激による血流の流入によって磁場不均一
性に変化が生じると、各位置における磁化の位相はこの
各々の点における磁場の不均一性に比例するため個々の
位相回転角は異なるものの、観測されるボクセルの位相
はこれらの磁化の平均値として磁場不均一性の変化に比
例した値となる。従って、この位相値の変化から刺激に
よる活性部位を検出することができる。

【００７９】位相による活性部位の観測は絶対値による
検出に比べて刺激強度を線形的に把握することができる
ため微小な変化を落とさずにかつ定量的に画像化するこ
とが可能となる。これは、ボクセル内の各磁化の位相乱
れによる絶対値変化が三角関数的な検出感度を有し、微
小変化に対して検出感度が悪いのに対して、ボクセルの
位相変化は刺激による変化に対して線形に検出できるこ
とによる。

【００８０】位相画像による脳の活性部位の検出を行う
もう一つの利点は、刺激に基づく血液の流入によるボク
セル内の磁場不均一性がボクセル全体に一様に変化する
場合の検出もできることである。前述した絶対値の変化
による脳機能部位の検出を考えた場合に、ボクセル内の
磁化の位相が全体にほぼ一様に変化をした場合には絶対
値は変化しないかあるいは変化量が極めて小さいため、
このようなボクセルが生じた場合には活性部位として検
出することができない。これに対してボクセルの位相で
活性部位を検出した場合にはボクセル内の磁場不均一性
が一様に生じた場合にもボクセルの位相回転が観測でき
るため脳機能を感度良く検出することができる。この様
子を図１１（ａ）に示す。ただし、刺激による血流量の
変化によってボクセル内の磁化が乱れた場合でもボクセ
ル全体としての位相が変化しない図１１（ｂ）のような
場合が生じるためこのようなボクセルについては絶対値
による検出が有利となる。このため最も信頼性の高い脳
機能画像を得るためには振幅ならびに位相の両情報を有
効に用いることである。

【００８１】その手順は、まず初めに刺激による振幅・
位相の変化量を各々正規化し、次に振幅変化に関しては
前述したように三角関数の重みが重畳されているのでこ
れを補正する。この後、両画像のボクセルごとの最大値
を表示する、あるいは両画像の平均値を表示する。平均
値、最大値を算出する処理は、結局、振幅、位相画像に
各々重み関数を重畳し加算する処理となる。以上の操作
を図１２に示す。

【００８２】また、刺激印加によって血流変化に伴う静
磁場分布又はその変化を超高速ＥＰＩパルスシーケンス
によって測定する方法について説明する。

【００８３】ＥＰＩ基本パルスシーケンスは、第１発明
における図２で示したものと同じものである。このパル
スシーケンスで得られる画像は、いわゆるＴ２＊強調画
像となるため上記絶対値画像から刺激による脳活性部位
を検出することができる。

【００８４】なお、上述のように、静磁場不均一分布の
影響がエンコード方向の画像歪・濃度値の変化として現
れるため、刺激による信号の絶対値変化を観測するため
には、刺激による磁場変化に対して十分大きな位相エン
コード用磁場を用いる必要がある。また、逆に、ボクセ
ル内の位相乱れが生じないような小ボクセル高分解能画
像を局所的に得た場合には、この情報を有効に用いても
よい。この方法については、すでに説明したので省略す
る。 ［第３発明］上述のように、温度分布画像、脳機能画像
とも磁場分布に比例する位相画像を基に得られ、図１３
に示すグラディエントエコーパルスシーケンスによるＰ
ｈａｓｅ Ｍａｐｐｉｎｇ 基本パルスシーケンスや、
上述した図４に示すＥＰＩによるＰｈａｓｅ Ｍａｐｐ
ｉｎｇ 基本パルスシーケンスによって位相画像を得る
ことができる。温度変化前後、あるいは刺激前後の位相
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。

【００８５】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、少しでも
被検体が動いた場合には、被検体が誘起する静磁場の不
均一性によって、位相分布が影響を受け、真の生理学情
報を得ることができない。そこで、これらの影響を受け
ない領域の位相画像（位置ずれ検出用位相画像）をあら
かじめ収集し、温度変化前後あるいは刺激前後のこれら
の領域の位相変化から被検体の動きを検知することがで
きる。ここで、温度分布画像収集の際には温度依存性が
少ない脂肪組織の領域が、脳機能画像収集の際には血流
の影響を受けない毛細管が周囲にない領域が選ばれる。
このパルスシーケンスを図１４に示す。図は位置ずれ検
出用位相画像を超高速手法を用いて収集するパルスシー
ケンスを示しており、計測時間の点でグラディエントエ
コー手法を用いて画像収集した場合よりも有利である。
また、温度基本的には温度変化あるいは刺激前後で同一
のパルスシーケンスを用いれば良いのであるが、超高速
パルスシーケンスの場合には温度変化あるいは刺激後の
磁場分布の変化により画像のエンコード方向のシフトが
生じるため図１４のように温度変化あるいは刺激前後で
エコータイムを異ならせた２回のデータ収集を行い位置
ずれによる影響を除去することが望ましい。ただし、こ
の場合には位置ずれ検出用の位相画像の収集は各々のパ
ルスシーケンスに先立ち行う必要は必ずしも必要とはな
らない。

【００８６】位置ずれ検出用位相画像の収集は、図１５
に示すように観測を目的とする全領域にわったってもよ
いが局所励起法を用いて図１６のようにポイント状に設
定することも可能であり、計測時間の点でポイント設定
の方が有利である。

【００８７】また、位置ずれ検出用位相画像を得るため
に被検体に接した図１７に示す位置ずれ検出ファントム
１７１を装着することによって、定量的な動き量も把握
することができる。なお、図１７（ａ）は、被検体に位
置ずれ検出ファントムを装着した場合の状態を示す斜視
図、同図（ｂ）は、計測平面のＭＲＩ画像を示す図であ
る。

【００８８】ファントム１７１は、静磁場に対して位置
ずれによる磁場不均一性が出易いような形状が望まし
い。このようにして得られた位相画像に変化が生じた場
合には、被検体が動いた可能性があるためデータの収集
を再度行うか、あるいは、時系列的なデータを収集して
いる際に位置ずれが生じた場合には、位置ずれが生じた
直後のデータの差分をとることは信頼性にかけるため、
このデータとこれまでに得られたデータの差分をとるこ
とはせず、このデータをこれ以降の差分をとる際の新た
な基準データとして処理することが考えられる。

【００８９】一方、位相画像の差が生じた場合に、観測
対象領域の決定のための勾配磁場強度を僅かに変化させ
て位相画像の差が無くなる様に対象領域を選択すること
ができる。このとき、磁石自身の磁場不均一性によって
位相画像は影響を受けるため、磁石自身の磁場分布を予
め測定しておきこれを補正することが望ましい。

【００９０】勾配磁場の変化させて観測対象領域を順次
変え、位相画像の差が消滅した位置が本来撮像すべき領
域であるため、以後この領域の画像データの収集を行
う。

【００９１】このように、位置ずれを検知し、あるい
は、位置を補正することで生理機能を反映した真の分布
画像を得ることができるため誤診断を防ぐことができ
る。

【００９２】なお、振幅情報、位相情報が得られた後の
処理過程は、上述の方法が同様に用いられる。

【００９３】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
刺激による脳の活性部位を位相画像の変化から算出し、
かつ、絶対値画像も利用するためこれまでの脳機能画像
に比べて検出誤差無く定量的に画像化することができ、
脳機能の診断を正確にすることが可能となる。

【図面の簡単な説明】

【図１】 第１発明の一実施例に係る温度依存性に基づ
く化学シフト成分を利用した磁気共鳴画像装置の構成を
示す図。

【図２】 ＥＰＩ基本パルスシーケンスを示す図。

【図３】 ＥＰＩによる画像歪の一例を示す図。

【図４】 ＥＰＩを用いた温度分布計測パルスシーケン
スの一例を示す図。

【図５】 ９０度−１８０度を用いたＥＰＩ温度分布計
測パルスシーケンスの一例を示す図。

【図６】 特定の温度依存性を示す（示さない）化学シ
フト成分を励起（飽和）するＥＰＩ温度分布パルスシー
ケンスを示す図。

【図７】 温度依存性に基づく化学シフト成分から絶対
温度分布を表示する一例を示す図。

【図８】 第２発明の一実施例に係る温度依存性に基づ
く化学シフト成分を利用した磁気共鳴画像装置の構成を
示す図。

【図９】 Ｔ２＊強調画像の典型的なパルスシーケンス
を示す図。

【図１０】 血流量変化によるボクセル内磁化位相の振
る舞いを示す図。

【図１１】 ボクセル内磁化位相の乱れが生じない場合
のボクセル位相及び振幅を示す図。

【図１２】 第２発明の磁気共鳴画像装置における脳機
能画像化の手順を示す図。

【図１３】 グラディエントエコーＰｈａｓｅ Ｍａｐ
ｐｉｎｇ 基本パルスシーケンスを示す図。

【図１４】 第３発明における位置ずれ検出機能を備え
た温度分布画像、脳機能画像収集基本パルスシーケンス
を示す図。

【図１５】 位置ずれ検出用位相画像の領域の一例を示
す図。

【図１６】 位置ずれ検出用位相画像の領域の一例を示
す図。

【図１７】 位置ずれ検出用ファントムの装着を一例を
示す図。

【符号の説明】

１０…主磁石 １１…主磁石電源 １２…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 １８…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…加温制御装置 ２３，２４…高周波パルス ２５，２６…スライス勾配磁場 ２７…位相エンコード勾配磁場 ２８…読み出し勾配磁場 ２９…エコーデータ列 ６１，６２…周波数選択励起パルス ８１…刺激発生装置 ８２…刺激発生装置制御部 １７１…位置ずれ検出ファントム

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 静磁場中におかれた被検体内の対象核種
   を励起すべく高周波磁場を印加した後、前記対象各種の
   磁化に読み出し勾配磁場を複数回反転させながら印加さ
   せつつ、前記対象核種の磁化に位相エンコード磁場を印
   加するパルスシーケンスにより、前記被検体内から発生
   した磁気共鳴信号を収集して画像化する磁気共鳴画像装
   置において、 前記被検体に生理学的な刺激を与える刺激付与手段と、 この刺激付与手段を制御し、前記刺激を与えるか否かを
   切り換える手段と、 前記刺激付与手段により刺激を与えた場合の画像情報と
   前記刺激付与手段により刺激を与えない場合の画像情報
   とから所定のパラメータの変化分を算出する手段と、 この手段により算出された所定のパラメータの変化分に
   対して正規化を行い、所定の重み関数を重畳する手段
   と、 この手段により得られた各々の画像情報を加算し、画像
   化する手段とを具備することを特徴とする磁気共鳴画像
   装置。