JP2008212505A - Ｍｒｉ装置 - Google Patents

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Abstract

【課題】 磁性微粒子でラベルした細胞の位置を高速にかつ精度高く検出することを可能とするMRI装置を提供する。
【解決手段】 励起ＲＦパルスとして、時間軸上に離散された複数の高周波磁場サブパルスを極性反転を繰り返しかつ極性反転毎に振幅が変化する関数で振幅変調された振幅変調バーストＲＦパルスを発生するように照射コイルを制御し、かつ振幅変調バーストＲＦパルスの時間間隔を、実質的に１／(2×第1周波数)に設定し、かつ振幅変調バーストＲＦパルスの搬送波周波数を、MRI装置の磁場強度における水素原子核の磁気共鳴周波数から実質的に第1周波数ずらした第２周波数に設定するよう、照射コイルを制御する。ここで、磁性微粒子情報格納部から読み出した磁性微粒子情報と、静磁場における水素原子核の磁気共鳴周波数とに基づいて、第１周波数を決定する。これにより、磁性微粒子でラベルした細胞の位置を高速にかつ精度高くMRI装置で検出することができる。
【選択図】 図３

Description

本発明はMRI(Magnetic Resonance Imaging)装置に係わり、特に造影剤を使った検査を支援するMRI装置に係わる。
ＭＲＩ装置は、マグネットが発生する均一な静磁場中に被検体を配置し、被検体に電磁場を照射し、被検体内の核スピンを励起すると共に、その後、核スピンが発生する電磁波である核磁気共鳴信号を受信し、被検体を画像化する。近年、機能性造影剤を併用したＭＲＩによる癌超早期診断や特定の細胞のトラッキングなどに代表される撮影技術が、分子イメージングMRIとして注目されている。機能性造影剤としては、Gadolinium chelatesに代表されるT1（縦磁化緩和時間）短縮効果を利用したポジティブ・コントラスト造影剤（Positive Contrast agents）と、SPIO(SuperParamagnetic Iron-Oxide；超常磁性酸化鉄微粒子)に代表されるT２（横磁化緩和時間）短縮効果を利用したネガティブ・コントラスト造影剤（Negative Contrast agents）が多く用いられる。ポジティブ・コントラスト造影剤を用いた場合、造影剤の存在する部分が高い輝度を持つ。
反対に、ネガティブ・コントラスト造影剤を用いた場合、造影剤の存在する部分の輝度が低下し、画像上、黒く見える。画像上、黒く見える部分は、空気層など細胞の存在しない部分や骨など、生体内に多く存在するため、ネガティブ・コントラスト造影剤を用いた場合、前記のような生体がそもそも持っている黒く見える部分との見分けがつきにくいという欠点がある。一方、SPIOなどの酸化鉄微粒子は、粒径が非常に小さく（＜100nm）、毒性などの生体への負荷が非常に小さいという大きな利点がある。また、特定の細胞に容易に入れることができるため、幹細胞のトラッキングなどに非常に有用である。このような背景から、SPIOに代表される磁性微粒子でラベルした細胞をポジティブ・コントラストで画像化する研究が進められている。このようなポジティブ・コントラスト画像化技術は、非特許文献１や非特許文献２に詳細が開示されている。
一方、周波数や空間を選択する励起RFパルスとして、振幅変調バーストパルスが知られている。このような振幅変調バーストパルスを用いた画像化技術は、特許文献１や特許文献２に詳細が開示されている。
特許文献１では、バースト波をSinc関数で振幅変調することにより、周波数あるいは空間を櫛型状に励起できること、並びに、バースト波の搬送周波数を変えることにより、櫛型状の励起部分をシフトできることが述べられている。また、特許文献１では、振幅変調バーストパルスと振動リードアウト傾斜磁場を用いることにより、高速２D撮影あるいは３D撮影する方法が開示されている。特許文献２では、振幅変調バーストパルスと振動リードアウト傾斜磁場を用いることにより、高速にスペクトロスコピック撮影を行う方法が開示されている。
特開平８−３０８８０９号公報 特開平１１−２２１１９９号公報 C. H. Cunningham, T. Arai, P. C. Yang, M. V. McConnell, J. M. Pauly, and S. M. Conolly ; "Positive Contrast Magnetic Resonance Imaging of Cells Labeled with Magnetic Nanoparticles", Magnetic Resonance in Medicine, vol.53, pp.999-1005 (2005). C. H. Cunningham, S. M. Conolly, I. Y. Chen, Y. Suzuki, P. C. Yang, M. V. McConnell, S. S. Gambhir, J. M. Pauly ; "Off-Resonance Spin Echos for Probing the Cellular Microenvironment", Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 14, p2487 (2006).
磁性微粒子でラベルした細胞を強い静磁場中に置くと、その細胞は小さな磁石として働く。磁性微粒子でラベルした細胞の外側に誘起される磁力線の様子を図１６に示す。静磁場B0の方向160をｚ方向と規定する。磁性微粒子でラベルした細胞の外側では、静磁場方向と同軸方向の近傍では磁場強度が強まり、周方向の近傍では磁場強度が弱まる。磁性微粒子でラベルした細胞の外側近傍の水素原子核の磁気共鳴周波数の等高線図を図１７に示す。静磁場方向と同軸方向の近傍では磁気共鳴周波数が高くなり、周方向の近傍では磁気共鳴周波数が低くなる。磁性微粒子でラベルした細胞の中心から直径１ｃｍ程度の範囲において、その周波数のずれはプラス／マイナス２０ｐｐｍ程度である。それは、静磁場強度３TのMRI（水素原子核の磁気共鳴周波数：約１２８MHｚ）においては、プラス／マイナス約２．５kＨｚのずれである。以下、本明細書では、特に断りが無ければ、MRI装置の静磁場強度は３Tとする。
通常のMRIにおける撮影では、水の水素原子核の磁気共鳴周波数に、励起RF周波数を合わせて生体内水素原子核を励起、撮影を行う（On-Resonance撮影）。この場合は、図２０(a)に示すように、磁性微粒子でラベルした細胞の近傍１ｃｍにおいて、信号が低下する領域201が存在し、黒く見える。励起RF周波数を、水の水素原子核の磁気共鳴周波数からプラス２．５kＨｚに設定して生体内水素原子核を励起、撮影を行う場合、すなわち水素原子核の磁気共鳴周波数からずれた周波数に設定して撮影を行う（Off-Resonance撮影）場合について考える。この場合、図１８に示すように、磁性微粒子でラベルした細胞の外側の、静磁場方向と同軸方向の近傍では、励起RF周波数と水の水素原子核の磁気共鳴周波が一致しているため、画像上で輝度が高くなり、それ以外の部分では周波数が一致しないため暗くなる。図２０(b)に画像の様子を示す。
次に、励起RF周波数を、水の水素原子核の磁気共鳴周波数からマイナス２．５kＨｚに設定して生体内水素原子核を励起、撮影を行う（Off-Resonance撮影）場合について考える。この場合、図１９に示すように、磁性微粒子でラベルした細胞の外側の、周方向の近傍では、照射RF周波数と水の水素原子核の磁気共鳴周波が一致しているため、画像上で輝度が高くなり、それ以外の部分では周波数が一致しないため暗くなる。図２０(c)に画像の様子を示す。非特許文献１に、マイナス方向に励起RF周波数をずらしたOff-Resonance画像と、プラス方向に励起RF周波数をずらしたOff-Resonance画像を、順に撮影し、それら２枚の画像から、磁性微粒子でラベルした細胞の位置を検出する方法が述べられている。磁性微粒子でラベルした細胞の位置を識別するためには、マイナス方向に励起RF周波数をずらしたOff-Resonance画像と、プラス方向に励起RF周波数をずらしたOff-Resonance画像の両方が必要である。
実際の生体の内部では、空気との境界部分などでも静磁場不均一が発生しており、そこでも、水素原子核の磁気共鳴周波数がずれる。Off-Resonance画像では、励起RF周波数とたまたま磁気共鳴周波数が一致したそのような位置の信号も高輝度で検出してしまう。片方のOff-Resonance画像だけだと、生体内に多く存在する局所静磁場不均一起因の高輝度位置と、磁性微粒子でラベルした細胞の位置とを区別することは難しい。このため、磁性微粒子でラベルした細胞外側特有の特徴である、静磁場方向と同軸方向の近傍では磁場強度が強まり、周方向の近傍では磁場強度が弱まる位置を、２種類のOff-Resonance画像から探す必要がある。
このため、このポジティブコントラストイメージングでは、通常、静磁場方向と平行な断面が撮影される。静磁場の方向が水平方向のトンネル型ＭＲＩ装置では、被写体のコロナル断面が撮影されることが多い。２種類のOff-Resonance画像を取得する必要があることから、従来の通常の撮影と比べて時間分解能が劣るという問題点がある。例えば、ラベルした細胞が比較的高速に移動している場合、２種類のOff-Resonance画像が取得された時刻に違いがあるため、それぞれの画像において細胞の存在位置が異なり、細胞位置を識別することが難しく検出精度が低下するという問題点がある。
また、スライス断面の厚みは５〜２０ｍｍの範囲であることが望ましい。スライス断面が厚くても、ポジティブコントラストイメージングは可能であるが、磁性微粒子に起因しない高輝度信号の出現頻度が高くなり検出精度が低下するという問題点がある。非特許文献１で開示された撮影シーケンスでは、スライス傾斜磁場を用いて、ＭＲＩ装置磁石の磁場中心から離れた位置の断面を撮影することができない。その理由について図２１を用いて説明する。図２１は、励起ＲＦパルスとともにｙ方向のスライス傾斜磁場を印加して、コロナル断面を選択する場合の、スライス位置と励起ＲＦパルスの搬送波周波数の関係を示している。ただし、横軸の周波数は、３Ｔにおける水素原子核の磁気共鳴周波数（１２８ＭＨｚ）を基準のゼロとして、その基準ゼロからの周波数のずれを横軸に示している。図２１では、スライス傾斜磁場強度は５ｍＴ／ｍとする。また、励起ＲＦパルスをフーリエ変換したときの励起周波数帯域を２ｋＨｚとする。５ｍＴ／ｍのスライス傾斜磁場強度を印加したとき、磁場中心からｙ方向に＋５ｃｍ離れた位置に存在する水素原子核の磁気共鳴周波数は、基準ゼロから＋１０．５ｋＨｚである。励起ＲＦパルスの励起周波数帯域が２ｋＨｚなので、スライス傾斜磁場とともに励起ＲＦパルスを印加すると、９．５ｋＨｚ〜１１．５ｋＨｚの範囲の水素原子核が励起され、結果として磁場中心からｙ方向に＋５ｃｍ離れた厚さ約１ｃｍの断面が励起される。
このスライス厚１ｃｍの断面に磁性微粒子が存在している場合を考える。励起RF周波数を、水の水素原子核の磁気共鳴周波数からプラス２．５kＨｚ、すなわち、搬送波周波数を１３ｋＨｚに設定して生体内水素原子核を励起、撮影を行う（Off-Resonance撮影）場合について考える。このとき、磁場中心からｙ方向に＋５ｃｍ離れた厚さ約１ｃｍの断面内に存在する磁性微粒子でラベルした細胞の外側の、静磁場方向と同軸方向の近傍では、励起RF周波数と水の水素原子核の磁気共鳴周波が一致しているため、画像上で輝度が高くなる。しかしながら、搬送波周波数を１３ｋＨｚに設定して励起、撮影を行うと、磁場中心からｙ方向に＋６．２ｃｍ離れた厚さ約１ｃｍの断面も励起される。このとき得られる信号には、ｙ方向に＋６．２ｃｍ離れた厚さ約１ｃｍの断面の通常の水素原子核からの信号が入ってくるため、磁性微粒子でラベルした細胞近傍の水素原子核を特異的に検出することはできない。
励起RF周波数を、水の水素原子核の磁気共鳴周波数からマイナス２．５kＨｚに設定して生体内水素原子核を励起、撮影を行う（Off-Resonance撮影）場合も同様であり、目的としている断面以外の断面内に存在する水素原子核からの信号が混入する。この混入する信号は、磁性微粒子でラベルした細胞近傍の水素原子核起因の信号よりも何桁も大きいため、混入する信号の中に欲しい信号が埋もれてしまい、検出が困難となる。したがって、非特許文献１で開示された撮影シーケンスでは、スライス傾斜磁場を用いて、ＭＲＩ装置磁石の磁場中心から離れた位置の断面を撮影することができない。スライス傾斜磁場を用いないと、厚い断面の撮影をすることになるため、磁性微粒子に起因しない高輝度信号の出現頻度が高くなり検出精度が低下するという問題点がある。
非特許文献２には、非特許文献１の方法の改良法として、周波数・空間選択RFパルスを使って、磁性微粒子でラベルした細胞の位置を検出する方法が述べられている。非特許文献２においても、マイナス方向に励起RF周波数をずらした周波数・空間選択RFパルスでの撮影と、プラス方向に励起RF周波数をずらした周波数・空間選択RFパルスでの撮影を行い、２つの画像から細胞の位置を検出する。また、非特許文献２には、振動リードアウト傾斜磁場を用いることにより、３D撮影、あるいはスペクトロスコピック撮影を行う方法が述べられている。３Ｄ撮影を行うことは、すなわち、ｙ軸方向にも位置情報を付与することなので、磁場中心から離れた断面のOff-Resonance撮影を行うことができないという非特許文献１の方法の欠点を克服できる。非特許文献２に開示の撮影シーケンスでは、周波数・空間選択RFパルスを使って、厚い断面内のOff-Resonance撮影を行い、ｙ軸方向にも位相エンコードを付与して、薄い断面内の情報を得ることができる。しかしながら、非特許文献１の方法と同様に、磁場中心から離れた１枚の断面のOff-Resonance撮影を行うことはできない。磁場中心から離れた断面のOff-Resonance情報を得るためには必ず３Ｄ撮影が必要である。
このため、目的としている断面（磁性微粒子が存在する断面）が、磁場中心から離れた位置にある場合、不要な領域の情報も取得して３Ｄ撮影を行うことになり、撮影時間が延長するという問題点がある。このように、非特許文献２の方法も、従来の通常の撮影と比べて時間分解能が劣るという問題点がある。例えば、ラベルした細胞が比較的高速に移動している場合、２種類のOff-Resonance画像が取得された時刻に違いがあるため、それぞれの画像において細胞の存在位置が異なり、細胞位置を識別することが難しく検出精度が低下するという問題点がある。
本発明の目的は、上記従来技術の問題点を鑑み、磁性微粒子でラベルした細胞の位置を高速にかつ精度高く検出することを可能とするMRI装置を提供することにある。
本発明の装置は、一例として、静磁場を発生させる磁石部と、前記静磁場に置かれた検査対象に印加する励起ＲＦパルスを発生する照射コイルと、前記静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する受信用コイルと、磁性微粒子の情報を格納した磁性微粒子情報格納部と、前記励起ＲＦパルスとして、時間軸上に離散された複数の高周波磁場サブパルスを極性反転を繰り返しかつ極性反転毎に振幅が変化する関数で振幅変調された振幅変調バーストＲＦパルスを発生させ、かつ前記振幅変調バーストＲＦパルスの時間間隔を、実質的に１／(2×第1周波数)に設定し、かつ前記振幅変調バーストＲＦパルスの搬送波周波数を、前記静磁場の磁場強度における水素原子核の磁気共鳴周波数から実質的に第1周波数ずらした第２周波数に設定するように前記照射コイルを制御する制御部と、前記受信用コイルが検出する核磁気共鳴信号に基づいて画像データを作成する情報処理部とを具備し、前記制御部は、前記磁性微粒子情報格納部から読み出した前記磁性微粒子の情報と、前記静磁場の磁場強度における水素原子核の磁気共鳴周波数とに基づいて、前記第１周波数を決定する。
本発明によれば、１種類のOff-Resonance画像から磁性微粒子でラベルした細胞の位置を高速かつ高精度に検出することができる。この方法によれば、ラベルした細胞が比較的高速に移動している場合でも、細胞位置を識別することができるようになり、結果として、安全な機能性造影剤を用いて癌超早期診断や特定の細胞のトラッキング機能を備えたMRI装置を構成することが出来る。
以下、詳細に本発明に関するMRI装置の好適な実施の形態について説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
まず、本発明が適用されるMRI装置の全体構成について説明する。図１はMRI装置の外観図であり、図中、ｚ軸の方向が静磁場方向である。図１は水平磁場方式のマグネット２を備えた磁気共鳴撮像装置で、テーブル３０１に寝かせられた検査対象１はマグネット２のボア内の撮像空間に挿入され撮像される。
本発明に係るＭＲＩ装置の一例の全体概要を図２に基づいて説明する。図２は、本発明に係るMRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図である。このＭＲＩ装置は、ＮＭＲ現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図２に示すように、MRI装置は静磁場発生系2と、傾斜磁場発生系3と、送信系5と、受信系6と、信号処理系7と、シーケンサ4と、中央処理装置（ＣＰＵ）8とを備えて構成される。
静磁場発生系2は、垂直磁場方式であれば、被検体1の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体1の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置されている。
傾斜磁場発生系3は、MRI装置の座標系（静止座標系）であるX，Y，Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源10とから成り、後述のシ−ケンサ4からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10を駆動することにより、X，Y，Zの３軸方向に傾斜磁場Gx，Gy，Gzを印加する。撮影時には、スライス面（撮影断面）に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス（Gs）を印加して被検体1に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス（Gp）と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス（Gf）を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
シーケンサ4は、高周波磁場パルス（以下、「ＲＦパルス」という）と傾斜磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、CPU8の制御で動作し、被検体1の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系5、傾斜磁場発生系3、および受信系6に送る。
送信系5は、被検体1の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体１にRFパルスを照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増幅器13と送信側の高周波コイル（送信コイル）14aとから成る。高周波発振器11から出力された高周波パルスをシーケンサ4からの指令によるタイミングで変調器12により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器13で増幅した後に被検体1に近接して配置された高周波コイル14aに供給することにより、RFパルスが被検体1に照射される。
受信系6は、被検体1の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル（受信コイル） 14bと信号増幅器15と直交位相検波器16と、Ａ／Ｄ変換器１７とから成る。送信側の高周波コイル１４ａから照射された電磁波によって誘起された被検体1の応答のＮＭＲ信号が被検体１に近接して配置された高周波コイル14bで検出され、信号増幅器15で増幅された後、シーケンサ4からの指令によるタイミングで直交位相検波器16により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA／D変換器17でディジタル量に変換されて、信号処理系7に送られる。
信号処理系７は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、光ディスク19、磁気ディスク18等の外部記憶装置と、ＣＲＴ等からなるディスプレイ20とを有し、受信系6からのデータがＣＰＵ8に入力されると、ＣＰＵ8が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体1の断層画像をディスプレイ20に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク18等に記録する。また、磁性微粒子情報はＲＯＭ21、あるいはＲＡＭ22に格納される。
操作部25は、MRI装置の各種制御情報や上記信号処理系7で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール又はマウス23、及び、キーボード24から成る。この操作部25はディスプレイ20に近接して配置され、操作者がディスプレイ20を見ながら操作部25を通してインタラクティブにＭＲＩ装置の各種処理を制御する。
なお、図２において、送信側の高周波コイル14aと傾斜磁場コイル９は、被検体1が挿入される静磁場発生系2の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体1に対向して、水平磁場方式であれば被検体１を取り囲むようにして設置されている。また、受信側の高周波コイル14bは、被検体1に対向して、或いは取り囲むように設置されている。
現在MRI装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核（プロトン）である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮像する。
MRI装置の静磁場強度は３Tとする。まず、図３を用いて、本発明で用いるパルスシーケンスについて説明する。図３の横軸は時間である。まず５つのサブパルスから構成される振幅変調バーストRFパルス31を被写体に印加する。振幅変調バーストRFパルス31の搬送周波数（中心周波数；RF-center-frequency）は、３Tにおける水の水素原子核の磁気共鳴周波数（１２８ＭＨz）からプラス２．５kＨｚシフトした周波数に設定する。この周波数シフト量は水素原子核の磁気共鳴周波数に2／100000をかけた値（２０ｐｐｍ）である。この２０ｐｐｍという値はＳＰＩＯに固有の値であり、磁性微粒子の種類が変わればそれに応じて変える。すなわち、一般的には、バーストパルスの搬送波周波数を、（（MRI装置の磁場強度における水素原子核の磁気共鳴周波数）×（磁性微粒子固有の値））だけシフトした周波数に設定する。
振幅変調バーストRFパルスの周波数軸上でのふるまいを図４〜６を用いて説明する。図４はSinc関数で振幅変調されたバーストパルスの設計指針を示す図である。図４の左側の図は時間領域の波形を示し、右側の図は時間領域の波形をフーリエ変換した周波数領域のプロファイルを示している。Sinc関数で振幅変調されたバーストパルス（ｄ）は、(a),(b),(c)のコンボリューションと積で現される。
図４では周波数領域での櫛型プロファイルの間隔が５kHｚ、櫛型プロファイルの１つのプロファイルの周波数帯域が２．５kＨｚとなるように設計されている。ここで、振幅変調バーストＲＦパルスにおいて、バーストパルスの時間間隔２００マイクロ秒は、1／(2×２．５ｋＨｚ)、すなわち、1／(2×（（MRI装置の静磁場強度における水素原子核の磁気共鳴周波数）の２０ｐｐｍ）)として算出される。この２０ｐｐｍという値はＳＰＩＯに固有の値であり、磁性微粒子の種類が変わればそれに応じて変える。すなわち、一般的には、バーストパルスの時間間隔は、実質的に1／（2×（MRI装置の静磁場強度における水素原子核の磁気共鳴周波数）×（磁性微粒子固有の値））になるように設定する。設定精度としてはプラスマイナス１０％以下の誤差範囲内であれば実質的に検査精度に支障はない。この磁性微粒子固有の値（磁性微粒子情報）はＭＲＩ装置の信号処理系の磁性微粒子情報格納部に格納されており、検査者は検査で使用する磁性微粒子造影剤の種類に応じて、撮影時に磁性微粒子情報を選択し、読み出す。
また、振幅変調バーストRFパルスを照射したときの励起領域におけるフリップ角がおよそ９０°になるように、５つのサブパルスの各フリップ角は、それぞれ−１０°、３０°、４５°、３０°、−１０°と設定している。図５は振幅変調バーストRFパルスの搬送波周波数を変化させたときの、周波数領域におけるふるまいを示している。搬送波周波数を１／2τ（本実施例では２．５kＨｚ）シフトしたとき、周波数領域では、櫛型プロファイルの凹部と凸部がちょうど入れ替わる。また、搬送波周波数をシフトする代わりに、サブパルスの搬送波の位相を特定の条件下で変えることによっても、周波数領域における櫛型励起プロファイルを左右にシフトすることができる。
例えば、５つのサブパルスの搬送波の位相が全て０度のバーストパルスと、搬送波の位相が前から順に１８０度、１８０度、０度、１８０度、１８０度のバーストパルスでは、周波数領域における櫛型励起プロファイルの凹部と凸部がちょうど入れ替わる。図６は、図５右図の拡大図であり、横軸は周波数である。３Tにおける水の水素原子核の磁気共鳴周波数（１２８ＭＨz）を基準のゼロとして、その基準ゼロからの周波数のずれを横軸に、各周波数における励起の度合いを縦軸に示している。図６(a)に示すように、搬送波周波数を３Tにおける水の水素原子核の磁気共鳴周波数（１２８ＭＨz）に設定して撮影した場合（On‐Resonance撮影）、−１．２５ｋHz〜１．２５ｋHzの範囲の磁気共鳴周波数を持つ水素原子核が励起される。
また、−３．７５ｋHz〜−１．２５ｋHzの範囲と１．２５ｋHz〜３．７５ｋHzの範囲の磁気共鳴周波数を持つ水素原子核は励起されない。すなわち、磁性微粒子でラベルした細胞外側近傍領域に存在する水素原子核は励起されない。一方、図６(b)に示すように、搬送波周波数を３Tにおける水の水素原子核の磁気共鳴周波数＋２．５ｋHzに設定して撮影した場合（Off‐Resonance撮影）、−３．７５ｋHz〜−１．２５ｋHzの範囲と１．２５ｋHz〜３．７５ｋHzの範囲の磁気共鳴周波数を持つ水素原子核が励起される。−１．２５ｋHz〜１．２５ｋHzの範囲の磁気共鳴周波数を持つ水素原子核は励起されない。すなわち、磁性微粒子でラベルした細胞外側近傍領域に存在する水素原子核が励起される。静磁場方向と同軸方向の近傍領域に存在する水素原子核と、周方向の近傍領域に存在する水素原子核の両方を一度に励起できる。
このように、本発明では、励起ＲＦパルスとして、搬送波周波数を、MRI装置の静磁場強度における水素原子核の磁気共鳴周波数から一定値ずらした周波数に設定した振幅変調ＲＦバーストパルスを用いる。この周波数をずらす量は、前記磁性微粒子情報格納部から読み出した前記磁性微粒子情報と、前記静磁場における水素原子核の磁気共鳴周波数とに基づいて、決定される。ＭＲＩ装置の静磁場強度が３Ｔで、造影剤がＳＰＩＯの場合は、MRI装置の静磁場強度における水素原子核の磁気共鳴周波数が１２８ＭＨｚで、ＳＰＩＯの磁性微粒子情報が２０ｐｐｍであるため、（１２８ＭＨｚ）×（２０ｐｐｍ）と計算し、約２．５ｋＨｚと算出する。
そのようなＲＦパルスを用いれば、磁性微粒子でラベルした細胞外側近傍に存在する水の水素原子核の磁気共鳴周波数は、励起ＲＦパルスの周波数領域での励起帯域と一致しているため、その領域の水の水素原子核は励起される。一方、それ以外の大半部分である静磁場不均一を含まない領域に存在する水の水素原子核周波数は、３Tにおける水の水素原子核の磁気共鳴周波数であり、励起ＲＦパルスの周波数領域での励起帯域と一致しないため、その領域の水の水素原子核は励起されない。
すなわち、通常の撮影法では輝度が高くなる静磁場不均一を含まない領域に存在する水の水素原子核の輝度は低く、通常の撮影法では輝度が低くなる磁性微粒子でラベルした細胞外側近傍領域に存在する水の水素原子核の輝度は高く撮影できる。図６(b)に示すように、周波数領域のバーストパルスのパルス間隔は、搬送波周波数をMRI装置の静磁場強度における水素原子核の磁気共鳴周波数からずらす量の約２倍である。ここで、図４(b)の例で示しているように、時間領域のバーストパルスのパルス間隔は、1／（周波数領域のバーストパルスのパルス間隔）である。このため、振幅変調ＲＦバーストパルスのパルス時間間隔は、おおむね、1／(2×（搬送波周波数をMRI装置の静磁場強度における水素原子核の磁気共鳴周波数からずらす量）)と設定する。
上記のような条件で設計された振幅変調バーストＲＦパルスでは、波形対称性から、基準ゼロ（１２８ＭＨｚ）の周波数においては、周波数領域における励起プロファイルの大きさは限りなくゼロに近い。±２．５ｋＨｚにおける励起プロファイルの大きさを１とすると、基準ゼロの周波数においては１／10000以下しか励起されない。静磁場不均一を含まない領域に存在する水（磁気共鳴周波数１２８ＭＨｚ）を励起しないことは、ポジティブコントラスト撮影において非常に重要である。静磁場不均一を含まない領域に存在する水の信号の総量は、磁性微粒子でラベルした細胞近傍の水素原子核起因の信号の総量よりも10000倍近く大きい。このため、静磁場不均一を含まない領域に存在する水の信号が混入すると、混入する信号の中に欲しい信号が埋もれてしまい、検出が困難となる。
搬送波周波数をずらす量は、磁性微粒子がＳＰＩＯの場合は、（MRI装置の静磁場強度における水素原子核の磁気共鳴周波数の２０ｐｐｍ）とするのが効果的である。搬送波周波数をずらす量を大きくし過ぎると、Off‐Resonance撮影で励起される領域が小さくなって領域検出が難しくなる。反対に、搬送波周波数をずらす量を小さくし過ぎると、磁性微粒子以外の静磁場不均一（空気との境界部分など）において励起RF周波数とたまたま磁気共鳴周波数が一致した領域の信号も多頻度で検出してしまい、検出効率が悪くなる。この２０ｐｐｍという値はＳＰＩＯに固有の値であり、磁性微粒子の種類が変わればそれに応じて変える。すなわち、一般的には、バーストパルスの搬送波周波数を、（（MRI装置の磁場強度における水素原子核の磁気共鳴周波数）×（磁性微粒子固有の値））だけシフトした周波数に設定する。造影剤として用いる磁性微粒子の磁性がＳＰＩＯよりも強い場合は、搬送波周波数をずらす量は２０ｐｐｍよりも大きくするほうが効果的である。また、磁性微粒子の磁性がＳＰＩＯよりも弱い場合は、搬送波周波数をずらす量は２０ｐｐｍよりも小さくするほうが効果的である。このとき、一般的には、バーストパルスの時間間隔は、実質的に1／(2×（MRI装置の静磁場強度における水素原子核の磁気共鳴周波数×磁性微粒子固有の値）)になるように設定する。
ＭＲＩ装置の静磁場強度が３Ｔで、造影剤がＳＰＩＯの場合は、MRI装置の静磁場強度における水素原子核の磁気共鳴周波数が１２８ＭＨｚで、ＳＰＩＯの磁性微粒子情報（磁性微粒子固有の値）が２０ｐｐｍであるため、１／(2×（１２８ＭＨｚ）×（２０ｐｐｍ）)と計算し、約２００マイクロ秒と算出する。図１２は、磁性微粒子情報を基に、振幅変調バーストＲＦパルスのパルス時間間隔と、搬送波周波数を設定するフローを示した図である。磁性微粒子情報（磁性微粒子固有の値）は、造影剤名と対応付けられて事前にテーブル化されており、そのテーブルは磁性微粒子格納部に格納されている。
図１２では、まず、検査者が撮影に使用する造影剤名をディスプレイ上で選択する。磁性微粒子格納部から、選択された造影剤名に対応した磁性微粒子情報が読み出される。そして、読み出した磁性微粒子情報（磁性微粒子固有の値）と、ＭＲＩ装置の静磁場強度における水の水素原子核の磁気共鳴周波数に基づいて第１周波数を計算する。そして、振幅変調バーストＲＦパルスのパルス時間間隔を１／（2×第１周波数）に設定し、搬送波周波数を水の水素原子核の磁気共鳴周波数から第１周波数ずらした第２周波数に設定する
図３において、振幅変調RFバーストパルス31を印加した後、スライス傾斜磁場32とともに１８０°パルス35を印加して、生体の所望の断面内の水素原子核を反転させ、前記断面外の水素原子核の位相はばらばらにする。１８０°パルス35の搬送周波数は、３Tにおける水の水素原子核の磁気共鳴周波数（１２８ＭＨz）に設定している。
印加する１８０°パルス35は通常撮影で用いられるものと同じものを用いているため、非特許文献１に開示の撮影シーケンスと異なり、磁場中心から離れた位置の薄い断面の撮影も可能である。また通常撮影と同様に、撮影断面を斜めにオブリーク撮影することも容易にできる。非特許文献１に開示の撮影シーケンスにおいても、１８０°パルスを通常撮影で用いられるものと同じものを用いれば、磁場中心から離れた位置の薄い断面の撮影も可能である。しかしながら、非特許文献１や２に開示の撮影シーケンスで用いている９０°パルスでOff‐Resonance撮影した場合、静磁場不均一を含まない領域に存在する水（磁気共鳴周波数１２８ＭＨｚ）の信号を十分小さくすることができない。±２．５ｋＨｚにおける励起プロファイルの大きさを１とすると、基準ゼロの周波数における励起プロファイルの大きさ１／1000程度である。基準ゼロの周波数における水の信号の総量は、磁性微粒子でラベルした細胞近傍の水素原子核起因の信号の総量よりも10000倍近く大きい。
このため、Off‐Resonance撮影においては、±２．５ｋＨｚにおける励起プロファイルの大きさを１とすると、基準ゼロの周波数における励起プロファイルの大きさは１／10000以下とすることが望ましい。そうでないと、基準ゼロの周波数の水の信号の中に欲しい信号が埋もれてしまい、検出が困難となる。このため、非特許文献１や２に開示の撮影シーケンスでは、９０°パルスと１８０°パルスをペアで組み合わせることにより、基準ゼロの周波数における励起プロファイルの大きさを、±２．５ｋＨｚにおける励起プロファイルの大きさの１／10000以下としている。本実施例で示した条件で設計された振幅変調バーストＲＦパルスでは、波形対称性から、基準ゼロ（１２８ＭＨｚ）の周波数においては、周波数領域における励起プロファイルの大きさは十分小さくなる。±２．５ｋＨｚにおける励起プロファイルの大きさを１とすると、基準ゼロの周波数における励起プロファイルの大きさは１／10000以下である。９０°パルスのみで基準ゼロの周波数における励起プロファイルの大きさを十分小さくできるため、９０°パルスと１８０°パルスをペアで組み合わせる必要がない。このため、１８０°パルスを通常撮影で用いられるものと同じものを用いることができ、スライス選択することができる。
続いて、位相エンコード傾斜磁場34とリードアウト傾斜磁場33を印加し、磁気共鳴信号36を計測する。信号計測時の中心周波数も３Ｔにおける水の水素原子核の磁気共鳴周波数（１２８MHｚ）に設定している。位相エンコード傾斜磁場34の印加量を変えながら所定の回数だけこのパルスシーケンスを繰り返し、像再構成に必要なデータを取得する。
図７はそれら再構成画像の模式図を示している。図７(a)は、図６(a)の状態、すなわちOn‐Resonance撮影した場合の画像の模式図である。磁性微粒子でラベルした細胞内側ならびに外側近傍の輝度は低下し黒く見える。図７(b)は、図６(b)の状態で撮影した場合の画像の模式図である。Off‐Resonance撮影のため、生体のほとんどの部分は輝度が低下し黒く見える。また、磁性微粒子でラベルした細胞内側は静磁場不均一が大きいため輝度は低下し黒く見える。磁性微粒子でラベルした細胞外側の静磁場方向と同軸方向の近傍に存在する水素原子核の共鳴周波数は＋２．５kＨｚ近辺であり、振幅変調RFバーストパルスの搬送周波数と一致しており励起されるため、画像上で高輝度領域71として現れる。ただし、ラベルした細胞外側周方向の近傍に存在する水素原子核の共鳴周波数は、信号計測時の中心周波数からおよそ＋２．５kＨｚ離れているため、リードアウト方向に周波数にして＋２．５kHzだけ平行移動した位置に高輝度領域71は現れる。これは距離に換算すると（視野[cm]× (2.5[kHz]／計測帯域[kHz])）である。
また、磁性微粒子でラベルした細胞外側周方向の近傍に存在する水素原子核の共鳴周波数は、−２．５kＨｚ近辺であり、励起されるため画像上で高輝度領域72として現れる。ただし、ラベルした細胞外側周方向の近傍に存在する水素原子核の共鳴周波数は、信号計測時の中心周波数からおよそ−２．５kＨｚ離れているため、リードアウト方向に周波数にして−２．５kHzだけ平行移動した位置に高輝度領域72は現れる。これは距離に換算すると（視野[cm] × (-2.5[kHz]／計測帯域[kHz])）である。図７(c)では、高輝度領域71をリードアウト方向に周波数にして−２．５kＨｚだけ平行移動した領域73を高輝度表示している。
また、図７(c)では、高輝度領域72をリードアウト方向に周波数にして＋２．５kHzだけ平行移動した領域74を高輝度表示している。図７(d)は、図７(a)のOn‐Resonance画像上で、図７(c)における高輝度領域73に対応する位置の領域75を赤色で表示し、図７(c)における高輝度領域74に対応する位置の領域76を青色で表示した画像である。図８は、磁性微粒子でラベルした細胞位置検出の処理フローを示した図である。図８では、画像上で静磁場方向に対応する方向に並ぶ２つの輝点を探し、そこからリードアウト方向に対応する方向に周波数にして−５kHzだけ平行移動した位置の半径5mm以内に、静磁場方向に対応する方向と直交する方向に並ぶ２つの輝点の有無を判定する。
この−５kHzという値は、−２×（（３Ｔにおける水素原子核の磁気共鳴周波数）×（２０ｐｐｍ））として算出される。この２０ｐｐｍという値はＳＰＩＯに固有の値であり、磁性微粒子の種類が変わればそれに応じて変える。すなわち、一般的には、静磁場方向に並ぶ２つの輝点から、リードアウト方向に周波数にして、−２×（（MRI装置の磁場強度における水素原子核の磁気共鳴周波数）×（磁性微粒子固有の値））だけ平行移動した位置の半径5mm以内に、静磁場方向と直交する方向に並ぶ２つの輝点があるかどうかを判定する。静磁場方向と直交する方向に並ぶ２つの輝点がある場合は、磁性微粒子でラベルした細胞に起因した輝点と判断する。静磁場方向と直交する方向に並ぶ２つの輝点がない場合は、磁性微粒子でラベルした細胞とは関係の無い静磁場不均一に起因した輝点と判断する。この方法では、１種類のOff-Resonance画像から磁性微粒子でラベルした細胞の位置を検出することができる。このため、２種類のOff-Resonance画像が必要な従来法よりも高速に磁性微粒子でラベルした細胞の位置検出が可能となる。
以上、振幅変調バーストRFパルス31の搬送波周波数（中心周波数；RF-center-frequency）を、３Tにおける水の水素原子核の磁気共鳴周波数（１２８ＭＨz）からプラス２．５kＨｚシフトした周波数に設定した例について説明したが、搬送波周波数をマイナス２．５kＨｚシフトした周波数に設定した場合も同様の方法により、磁性微粒子でラベルした細胞の位置を検出できる。先に、静磁場方向と直交する方向に並ぶ２つの輝点を探し、そこからリードアウト方向に周波数にして＋５kHzだけ平行移動した位置に静磁場方向に並ぶ２つの輝点の有無を判定する。２つの輝点がある場合は、磁性微粒子でラベルした細胞に起因した輝点と判断する。２つの輝点がない場合は、磁性微粒子でラベルした細胞とは関係の無い静磁場不均一に起因した輝点と判断する。
また、信号計測時の中心周波数を、３Tにおける水の水素原子核の磁気共鳴周波数（１２８ＭＨz）からプラス２．５kＨｚシフトした周波数に設定して計測しても良い。この場合は、磁性微粒子でラベルした細胞に起因した静磁場方向に並ぶ２つの輝点は、画像上で実際にそれが存在する位置に現れる。静磁場方向と直交する方向に並ぶ２つの輝点は、画像上でリードアウト方向に周波数にして−５kHzだけ平行移動した位置に現れる。まず、静磁場方向に並ぶ２つの輝点を探し、そこからリードアウト方向に周波数にして−５kHzだけ平行移動した位置に静磁場方向と直交する方向に並ぶ２つの輝点の有無を判定する。２つの輝点がある場合は、磁性微粒子でラベルした細胞に起因した輝点と判断する。２つの輝点がない場合は、磁性微粒子でラベルした細胞とは関係の無い静磁場不均一に起因した輝点と判断する。磁性微粒子でラベルした細胞に起因した輝点と判断した場合は、On‐Resonance画像上に、Off‐Resonance画像の高輝度領域に対応する位置の領域をカラー表示する。
この場合、静磁場方向に並ぶ２つの輝点については、そのままに位置をOn‐Resonance画像上でカラー表示する。静磁場方向と直交する方向に並ぶ２つの輝点については、リードアウト方向に周波数にして＋５kHzだけ平行移動した位置の領域をカラー表示する。静磁場方向に並ぶ２つの輝点については、画像上でリードアウト方向に平行移動する計算を省くことができるため、画像処理時間を短縮することができる。
また、静磁場方向に並ぶ２つの輝点を探し、そこからリードアウト方向に周波数にして−５kHzだけ平行移動した位置に静磁場方向と直交する方向に並ぶ２つの輝点の有無を判定する際、必ずしも、静磁場方向と直交する方向に並ぶ２つの輝点を画像処理で探す必要はない。すなわち、画像上において２つの輝点があるべき領域の画素の輝度が、所定の輝度以上であるか、それとも所定の輝度以下であるかを判定することによっても、磁性微粒子でラベルした細胞に起因した輝点か否かを判断できる。このように輝度の閾値判定により磁性微粒子でラベルした細胞に起因した輝点か否かを判断するほうが、画像処理時間を短縮することができる。また、磁性微粒子でラベルした細胞に起因した輝点が、磁性微粒子でラベルした細胞とは関係の無い静磁場不均一に起因した輝点と、たまたま重なってしまった場合等において、２つの輝点を明確に２つの輝点と判定するのが難しい場合がある。このような場合においても、画像上において２つの輝点があるべき領域の画素の輝度の閾値判定により磁性微粒子でラベルした細胞に起因した輝点か否かを判断するほうが、ラベルした細胞起因の高輝度信号を安定して識別することができる。
図９に示したパルスシーケンスは変形例である。まず５つのサブパルスから構成される振幅変調バーストRFパルス31を被写体に印加する。振幅変調バーストRFパルス31の搬送周波数（中心周波数；RF-center-frequency）は、３Tにおける水の水素原子核の磁気共鳴周波数（１２８ＭＨz）からプラス２．５kＨｚシフトした周波数に設定する。振幅変調RFバーストパルス31を印加した後、スライス傾斜磁場32とともに１８０°パルスを印加して、生体の所望の断面内の水素原子核を反転させ、前記断面外の水素原子核の位相はばらばらにする。続いて、位相エンコード傾斜磁場94と振動リードアウト傾斜磁場93を印加し、エコー信号群（磁気共鳴信号群）96を計測する。また、ｙ方向に第2の位相エンコード傾斜磁場を入れる設定とすれば、３次元撮影に必要なデータを取得できる。このパルスシーケンスを用いれば、一度の励起で複数個のエコー信号を計測できるため、像再構成に必要なデータを取得する時間を、図3に示したパルスシーケンスに比べて短縮できるという利点がある。
図１０に示したパルスシーケンスは別の変形例である。振幅変調バーストRFパルス31の搬送周波数（中心周波数；RF-center-frequency）は、３Tにおける水の水素原子核の磁気共鳴周波数（１２８ＭＨz）からプラス２．５kＨｚシフトした周波数に設定する。振幅変調RFバーストパルス31を印加した後、スライス傾斜磁場102-1とともに１８０°パルスを印加して、生体の所望の断面内の水素原子核を反転させ、前記断面外の水素原子核の位相はばらばらにする。続いて、位相エンコード傾斜磁場104-1とリードアウト傾斜磁場103-1を印加し、エコー信号106-1を計測する。さらに、スライス傾斜磁場102-2とともに１８０°パルスを印加して、生体の所望の断面内の水素原子核を反転させ、続いて、位相エンコード傾斜磁場104-2とリードアウト傾斜磁場103-2を印加し、エコー信号106-2を計測する。このステップをn回繰り返す。このパルスシーケンスを用いれば、一度の励起で複数個のエコー信号を計測できるため、像再構成に必要なデータを取得する時間を、図3に示したパルスシーケンスに比べて短縮できるという利点がある。
撮影時間が短縮できるため、ラベルした幹細胞などの特定の細胞が体液の動きにそって比較的高速に動いている場合にも、その位置検出を行うことができる。また、磁性微粒子投与後の時間のカウント部を設けておくことにより、ラベルした細胞の動きを記録することができる。さらに、記録した時刻と画像をもとにラベルした細胞の動きをディスプレイ20上に動画表示することもできる。ラベルできる細胞は、幹細胞に限らず、例えばマクロファージに磁性微粒子でラベルすることもできる。マクロファージは生体内の炎症部分に集まる性質があることから、その動きを追跡することにより、生体の異常（例えば、初期の癌の炎症部分や血管プラーク）を超早期に検出することが可能となる。
図１１を用いて、本発明で用いるパルスシーケンスについて説明する。図１１の横軸は時間である。まず５つのサブパルスから構成される振幅変調バーストRFパルス31を被写体に印加する。振幅変調バーストRFパルス31の搬送周波数（中心周波数；RF-center-frequency）は、３Tにおける水の水素原子核の磁気共鳴周波数（１２８ＭＨz）からプラス２．５kＨｚシフトした周波数に設定する。
振幅変調RFバーストパルス31を印加した後、スライス傾斜磁場32とともに１８０°パルスを印加して、生体の所望の断面内の水素原子核を反転させ、前記断面外の水素原子核の位相はばらばらにする。続いて、位相エンコード傾斜磁場34とリードアウト傾斜磁場33を印加し、エコー信号36を計測する。さらに続いて、５つのサブパルスから構成される振幅変調バーストRFパルス111を被写体に印加する。振幅変調バーストRFパルス111の搬送周波数（中心周波数；RF-center-frequency）は、３Tにおける水の水素原子核の磁気共鳴周波数（１２８ＭＨz）に設定する。振幅変調RFバーストパルス111を印加した後、スライス傾斜磁場32とともに１８０°パルスを印加して、生体の所望の断面内の水素原子核を反転させ、前記断面外の水素原子核の位相はばらばらにする。続いて、位相エンコード傾斜磁場34とリードアウト傾斜磁場33を印加し、エコー信号116を計測する。
位相エンコード傾斜磁場34の印加量を変えながら所定の回数だけこのパルスシーケンスを繰り返し、像再構成に必要なデータを取得する。図１１で示したパルスシーケンスの前半部分で取得したエコー信号36はOff-Resonance画像の再構成のためのデータであり、後半部分で取得したエコー信号116はOn-Resonance画像の再構成のためのデータである。図６において説明したように、振幅変調バーストRFパルス31が励起する周波数帯域と、振幅変調RFバーストパルス111が励起する周波数帯域は互いに重ならないため、Off-Resonance撮影とOn-Resonance撮影を連続しておこなっても良い。
通常、MRI撮影では一度励起を行うと磁化の回復を待つため、同じ撮影断面の次の励起までに０．５秒程度の待ち時間が必要になる。図１１で示したパルスシーケンスを用いれば、Off-Resonance撮影の待ち時間の間にOn-Resonance撮影に必要なデータを計測できるため、時間効率が良い。すなわち、高速に磁性微粒子でラベルした細胞の位置検出が可能となるという利点がある。また、図１１のパルスシーケンス前半部分で１８０°パルスが印加されているため、後半のOn-Resonance撮影で得られる画像は、脂肪信号抑制効果のある画像となる。脂肪信号の抑制された画像は腫瘍診断において有用である。この方法によれば、１回の撮影の間に、Off-Resonance画像とOn-Resonance画像の両方を取得でき、磁性微粒子でラベルした細胞の位置を高速かつ高精度に検出することができる。ラベルした細胞が比較的高速に移動している場合でも、細胞位置を識別することができるようになり、結果として、安全な機能性造影剤を用いて癌超早期診断や特定の細胞のトラッキング機能を備えたMRI装置を構成することが出来る。
図１３を用いて、本実施例で用いる振幅変調バーストRFパルスについて説明する。図１３（a）の左側の図は時間領域の波形を示し、右側の図は時間領域の波形をフーリエ変換した周波数領域のプロファイルを示している。図１３（a）では周波数領域での櫛型プロファイルの間隔が５kHｚ、櫛型プロファイルの１つのプロファイルの周波数帯域が１kＨｚとなるように設計されている。図１３（ｂ）（ｃ）は、図１３（a）右図の拡大図であり、横軸は周波数である。３Tにおける水の水素原子核の磁気共鳴周波数（１２８ＭＨz）を基準のゼロとして、その基準ゼロからの周波数のずれを横軸に、各周波数における励起の度合いを縦軸に示している。図１３(ｂ)に示すように、中心周波数（搬送波周波数）を３Tにおける水の水素原子核の磁気共鳴周波数（１２８ＭＨz）に設定して撮影した場合（On‐Resonance撮影）、−０．５ｋHz〜０．５ｋHzの範囲の磁気共鳴周波数を持つ水素原子核が励起される。また、−４．５ｋHz〜−０．５ｋHzの範囲と０．５ｋHz〜４．５ｋHzの範囲の磁気共鳴周波数を持つ水素原子核は励起されない。
すなわち、磁性微粒子でラベルした細胞外側近傍領域に存在する水素原子核は励起されない。一方、図１３(ｃ)に示すように、中心周波数（搬送波周波数）を３Tにおける水の水素原子核の磁気共鳴周波数＋２．５ｋHzに設定して撮影した場合（Off‐Resonance撮影）、−３ｋHz〜−２ｋHzの範囲と２ｋHz〜３ｋHzの範囲の磁気共鳴周波数を持つ水素原子核が励起される。−２ｋHz〜２ｋHzの範囲の磁気共鳴周波数を持つ水素原子核は励起されない。すなわち、磁性微粒子でラベルした細胞外側近傍領域に存在する水素原子核が励起される。図６で示した励起状態と比較すると、図１３（ｂ）（ｃ）では励起される周波数範囲が２．５分の１にシャープになっている。
実際の生体の内部では、空気との境界部分などでも静磁場不均一が発生しており、そこでも、水素原子核の磁気共鳴周波数がずれる。Off-Resonance画像では、励起RF周波数とたまたま磁気共鳴周波数が一致したそのような位置の信号も高輝度で検出してしまう。図１３に示すように、励起される周波数範囲をシャープにすると、空気との境界部分などの静磁場不均一が存在する領域の水素原子核の磁気共鳴周波数が、たまたま励起RF周波数と一致するという事が起こる頻度を減らすことができる。このため、Off‐Resonance撮影において、磁性微粒子でラベルした細胞に起因しない高輝度信号の出現頻度を減らせるため、高輝度信号の中からラベルした細胞起因の高輝度信号を識別する処理にかかる時間を短縮できるという効果がある。
図１４を用いて、本発明で用いるパルスシーケンスについて説明する。図１４の横軸は時間である。まず９つのサブパルスから構成され、左右非対称な振幅変調バーストRFパルス141を被写体に印加する。振幅変調バーストRFパルス141の搬送周波数は、３Tにおける水の水素原子核の磁気共鳴周波数（１２８ＭＨz）からプラス２．５kＨｚシフトした周波数に設定する。振幅変調RFバーストパルス141を印加した後、スライス傾斜磁場32とともに１８０°パルスを印加して、生体の所望の断面内の水素原子核を反転させ、前記断面外の水素原子核の位相はばらばらにする。
続いて、位相エンコード傾斜磁場34とリードアウト傾斜磁場33を印加し、エコー信号36を計測する。図１４に示したような左右非対称な振幅変調バーストRFパルスを用いる利点を、図１５を用いて説明する。図１５(a)は実施例１で用いた５つのサブパルスから構成され、左右対称な振幅変調バーストRFパルスをフーリエ変換したときの周波数軸上でのプロファイルを示している。
図１５(b)は本実施例で用いている９つのサブパルスから構成され、左右非対称な振幅変調バーストRFパルスをフーリエ変換したときの周波数軸上でのプロファイルを示している。図１５(a) と(b)の周波数軸上でのプロファイルを比較すると、励起状態の凹凸が(b)の方がより矩形に近いことが分かる。矩形に近いほうが、画像上の輝度の濃淡むらを減らせるため、より高精度にラベル細胞起因の高輝度信号を識別することが可能となる。時間軸上の振幅変調RFバーストパルスのエンベロープのSinc関数の波数を増やすほど、周波数軸上でのプロファイルは矩形に近づく。Sinc関数の波数を増やして、かつ、左右対称な振幅変調バーストRFパルスの周波数軸上でのプロファイルももちろん矩形に近づくが、左右対称にすると振幅変調バーストのメインローブ（Sinc関数の中心）と１８０°パルスの時間間隔が長くなってしまう。そうすると短いエコー時間の信号を計測することができなくなってしまうという問題点が生じる。
このため、１８０°パルスと反対側のSinc関数の波数だけを増やして左右非対称とするほうが、周波数軸上でのプロファイルを矩形に近づけて、かつ、短いエコー時間の信号を計測することもできるため有利である。図１５(c)は、左右非対称な振幅変調バーストRFパルスの、エンベロープのSinc関数の周期を長くした例である。この場合、励起される周波数範囲が狭くなっている。実際の生体の内部では、空気との境界部分などでも静磁場不均一が発生しており、そこでも、水素原子核の磁気共鳴周波数がずれる。Off-Resonance画像では、励起RF周波数とたまたま磁気共鳴周波数が一致したそのような位置の信号も高輝度で検出してしまう。励起される周波数範囲を狭くすると、空気との境界部分などの静磁場不均一が存在する領域の水素原子核の磁気共鳴周波数が、たまたま励起RF周波数と一致するという事が起こる頻度を減らすことができる。このため、Off‐Resonance撮影において、磁性微粒子でラベルした細胞に起因しない高輝度信号の出現頻度を減らせるため、高輝度信号の中からラベルした細胞起因の高輝度信号を識別する処理にかかる時間を短縮できるという効果がある。
以上、本発明を特定の形態について説明したが、上記以外の形態についても同様に、磁性微粒子情報格納部から読み出した磁性微粒子情報と、ＭＲＩ装置の静磁場強度における水素原子核の磁気共鳴周波数とに基づいて、第１周波数を決定し、振幅変調バーストＲＦパルスの時間間隔を、実質的に１／(2×第1周波数)に設定し、かつ、前記振幅変調バーストＲＦパルスの搬送波周波数を、（MRI装置の磁場強度における水素原子核の磁気共鳴周波数）から実質的に第1周波数ずらした第２周波数に設定し、
前記振幅変調バーストＲＦパルスを励起パルスとして用いて撮影した画像において、画像上の静磁場方向に並ぶ２つの輝点と、そこからリードアウト方向に周波数にして−２×（前記第１周波数）だけ平行移動した位置に存在する画像上の静磁場方向と直交する方向に並ぶ２つの輝点を検出することにより、磁性微粒子でラベルした細胞の位置を高速かつ高精度に検出することができる。ラベルした細胞が比較的高速に移動している場合でも、細胞位置を識別することができるようになり、結果として、安全な機能性造影剤を用いて癌超早期診断や特定の細胞のトラッキング機能を備えたMRI装置を構成することが出来るという効果がある。例えば、磁性微粒子はSPIOに限らず、マグネタイト（Fe3O4）などT2短縮効果を利用した造影剤であれば良い。また静磁場強度は３Tに限らず、１．５TなどMRI装置で使われている磁場強度であっても良い。
本発明の撮影方法並びに装置は、ＭＲＩ装置で使用可能のほか、数ＭＨｚから数ＧＨｚの周波数を持つ電磁波を使用する分析機器に応用可能である。
ＭＲＩ装置の概観図である。 本発明が適用されるＭＲＩ装置の概要を示す構成図 本発明のパルスシーケンスを示す図 本発明で用いた振幅変調バーストＲＦパルスを示す図 本発明で用いた振幅変調バーストＲＦパルスの時間軸上並びに周波数軸上のプロファイルを示す図 本発明で用いた振幅変調バーストＲＦパルスの周波数軸上プロファイルを示す図 本発明の再構成画像の模式図 本発明の像再構成処理フローを示す図 本発明のパルスシーケンスの変形例を示す図 本発明のパルスシーケンスの変形例を示す図 本発明のパルスシーケンスの変形例を示す図 本発明の周波数決定フローを示す図 本発明で用いた振幅変調バーストＲＦパルスの変形例と周波数軸上プロファイルを示す図 本発明のパルスシーケンスの変形例を示す図 本発明で用いた振幅変調バーストＲＦパルスの時間軸上並びに周波数軸上のプロファイルを示す図 磁性微粒子でラベルした細胞の外側に誘起される磁力線の様子を示す図 磁性微粒子でラベルした細胞の外側近傍の水素原子核の磁気共鳴周波数の等高線図を示す図 磁性微粒子でラベルした細胞近傍の、静磁場方向に並ぶ２つの輝度が高くなる領域を示す図 磁性微粒子でラベルした細胞近傍の、静磁場方向と直交する方向に並ぶ２つの輝度が高くなる領域を示す図 再構成画像の模式図 スライス位置と励起ＲＦパルスの搬送波周波数の関係の模式図
符号の説明
１…被検体、２…静磁場発生系、３…傾斜磁場発生系、４…シーケンサ、５…送信系、６…受信系、７…信号処理系、８…中央処理装置（ＣＰＵ）、９…傾斜磁場コイル、１０…傾斜磁場電源、１１…高周波発信器、１２…変調器、１３…高周波増幅器、１４ａ…高周波コイル（送信コイル）、１４b…高周波コイル（受信コイル）、１５…信号増幅器、１６…直交位相検波器、１７…A/D変換器、１８…磁気ディスク、１９…光ディスク、２０…ディスプレイ、２１…ROM、２２…RAM、２３…トラックボール又はマウス、２４…キーボード。

Claims (8)

  1. 静磁場を発生させる磁石部と、
    前記静磁場に置かれた検査対象に印加する励起ＲＦパルスを発生する照射コイルと、
    前記静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、
    前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する受信用コイルと、
    磁性微粒子の情報を格納した磁性微粒子情報格納部と、
    前記励起ＲＦパルスとして、時間軸上に離散された複数の高周波磁場サブパルスを極性反転を繰り返しかつ極性反転毎に振幅が変化する関数で振幅変調された振幅変調バーストＲＦパルスを発生させ、かつ前記振幅変調バーストＲＦパルスの時間間隔を、実質的に１／(2×第1周波数)に設定し、かつ前記振幅変調バーストＲＦパルスの搬送波周波数を、前記静磁場の磁場強度における水素原子核の磁気共鳴周波数から実質的に第1周波数ずらした第２周波数に設定するように前記照射コイルを制御する制御部と、
    前記受信用コイルが検出する核磁気共鳴信号に基づいて画像データを作成する情報処理部とを具備し、
    前記制御部は、前記磁性微粒子情報格納部から読み出した前記磁性微粒子の情報と、前記静磁場の磁場強度における水素原子核の磁気共鳴周波数とに基づいて、前記第１周波数を決定することを特徴とするMRI装置。
  2. 前記制御部は、前記磁性微粒子情報格納部から読み出した前記磁性微粒子の情報と、前記静磁場における水素原子核の磁気共鳴周波数とを乗算して、前記第１周波数を決定することを特徴とする請求項１に記載のMRI装置。
  3. 前記情報処理部が作成した画像データについて、画像上の静磁場方向に対応する方向に並ぶ２つの輝点と、前記２つの輝点からリードアウト方向に対応する方向に周波数にして−２×前記第１周波数の分だけ平行移動した位置に存在する、画像上の静磁場方向に対応する方向と直交する方向に並ぶ２つの輝点とを検出することを特徴とする請求項１に記載のMRI装置。
  4. 前記関数が非対称なSinc関数であることを特徴とする請求項１に記載の核磁気共鳴計測装置。
  5. 前記制御部は、前記振幅変調バーストＲＦパルスの搬送波周波数を、前記第２周波数に設定するように前記照射コイルを制御した後に、前記振幅変調バーストＲＦパルスの搬送波周波数を、前記静磁場の磁場強度における水素原子核の磁気共鳴周波数に設定するように前記照射コイルを制御することを特徴とする請求項１に記載の核磁気共鳴計測装置。
  6. 前記受信用コイルは、Off-Resonance画像の再構成に用いる磁気共鳴信号を計測した直後に、前記振幅変調バーストＲＦパルスの搬送波周波数を前記静磁場の磁場強度における水素原子核の磁気共鳴周波数に設定して得られる、On-Resonance画像の再構成に用いる磁気共鳴信号を計測することを特徴とする請求項１に記載の核磁気共鳴計測装置。
  7. 前記磁性微粒子は、酸化鉄であることを特徴とする請求項１に記載の核磁気共鳴計測装置。
  8. 前記磁性微粒子は、マグネタイトであることを特徴とする請求項１に記載の核磁気共鳴計測装置。
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