JP3431249B2

JP3431249B2 - 磁気共鳴映像装置

Info

Publication number: JP3431249B2
Application number: JP34704793A
Authority: JP
Inventors: 重英久原
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1993-12-27
Filing date: 1993-12-27
Publication date: 2003-07-28
Anticipated expiration: 2018-07-28
Also published as: JPH07184879A

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴現象を利用し
て生体内各組織の特定原子核密度分布を被検体外部より
無侵襲に測定し、医学診断のための情報を得る磁気共鳴
映像装置に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】近年、医用診断装置の開発が進められる
中で磁気共鳴映像装置が多く用いられている。

【０００３】磁気共鳴映像法は、既によく知られている
様に固有のスピンとこれに付随する各磁気能率の集団が
強度Ｈ⁰の一様な静磁場中に置かれた時に、静磁場の方
向と垂直な面内で、ω₀＝γＨ₀（γは磁気回転比と呼
ばれ、原子核の種類に固有の定数である）で決まる角速
度で回転する高周波磁場のエネルギーを共鳴的に吸収す
ることを利用して、分子の化学的及び物理的な微視的情
報を得ることを可能とする手法である。この磁気共鳴映
像法を用いて被検体内の特定原子核（例えば水及び脂肪
中の水素原子核）の空間分布を映像化する方法として
は、ローターバー（Lauterbur ）による投影再構成法、
クマー（Kumar ）、ウェルチ（Welti ）、エルンスト
（Ernst ）等によるフーリエ法、及びこれの変形法であ
るハチソン（Hutchison ）等によるスピンワープ法等が
考案されている。

【０００４】一方、被検体内を流れる流体（血液等）の
画像化法としては、モランによるフローエンコードパル
スを用いた方法（フェーズコントラスト法）や、撮影領
域への不飽和流体の流れ込みを利用した方法（タイム
オブフライト法）などがあり、当該分野の技術者には
良く知られており、実施も可能である。

【０００５】さらに最近では、脳の活性化に伴う局所新
鮮血の増加を画像化する方法が注目されている。新鮮血
には反磁性体である酸化ヘモグロビンが多く含まれてい
るが、通常、静脈中に常に磁性体である還元ヘモグロビ
ンが多く、局所的な磁場均一性が低下している。脳活性
化に伴い新鮮血が増加すると酸化ヘモグロビン濃度が上
昇し、局所磁場均一性が向上する。この変化を、磁場均
一性の変化に敏感な撮影法、基本的には勾配磁場エコー
を用い、かつエコータイムを長くした撮影法（例えばロ
ングＴＥのフイールドエコー法、ＦＩＤタイプのＥＰ
Ｉ）によりＴ２^＊を強調した画像を得ることで、活性化
部分を高輝度領域として得ることができる。

【０００６】このような脳機能イメージング法により、
すでに光刺激による視覚の応答や、指の運動時における
運動の賦活イメージングが可能となっている。例えば、
指を動かしたときに脳のどの部分が活性化されたかを見
ることにより、指の動作に関与する脳細胞を知ることが
できる。

【０００７】ところが、最近になって、皮質の活性化に
より生じた高濃度の酸化ヘモグロビンを含む血液が、下
流にあるやや大きめの静脈に流れ込み、皮質以外の部分
であるにもかかわらず、高輝度領域として描出されると
いう問題があることが報告された。これにより、活性化
された細胞特定が困難となってしまう。

【０００８】そこで、この問題を避けるためにＴ２
^＊（磁場不均一性の影響を受ける横緩和時間）の変化を
見るのではなく磁化のディフェージョン（拡散）を見た
方が良いという報告もあるが、変化が少ないのでＳ／Ｎ
比が悪く高画質を得ることができない。

【０００９】また、静脈が高輝度となるもう一つの理由
として、脳活性化に伴なって静脈の流量も数十％変化す
るため、特にフィールドエコー法ではＭＲアンギオグラ
フィと同様のタイムオブフライト効果により、高輝度領
域として画像化されてしまうという点がある。この時、
しばしば脳実質部以外の血管、たとえば、明らかに脳表
面より上にある血管まで画像化される場合がある。これ
を抑えるためにＲＦパルスのフリップ角を小さくする方
法が考えられるが、フリップ角を小さくするとＳ／Ｎ比
を低下する上に、タイムオブフライト効果を完全に抑え
ることができないという欠点がある。

【００１０】そこで、従来においては予めＭＲアンギオ
グラフィにて静脈の走行を画像化することにより、皮質
と静脈との判別を容易とする方法が用いられていた。

【００１１】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、このよ
うな従来の方法では、ＭＲアンギオグラフィを余分にと
る必要があるので撮影時間が長くなってしまうという欠
点がある。

【００１２】この発明はこのような従来の課題を解決を
するためになされたもので、その第１の目的は、長時間
を要することなく脳機能画像を得ることのできる磁気共
鳴映像装置を提供することである。また、第２の目的は
皮質部と静脈部との判別を容易とすることのできる磁気
共鳴映像装置を提供することである。

【００１３】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本願第１の発明は、被検体に一様な静磁場を印加す
ると共に、高周波磁場及び勾配磁場を所定のパルスシー
ケンスに従って印加し、被検体からの磁気共鳴信号を検
出して映像化する磁気共鳴映像装置において、前記被検
体所望部位の血管部分からの信号を強調したデータ又は
静磁場不均一性の影響が少ないデータのうち少なくとも
一方を収集する第１のデータ収集手段と、Ｔ２＊強調画
像を得るために前記被検体所望部位の磁場不均一性の変
化が強調されたデータを収集する第２のデータ収集手段
と、前記第１のデータ収集手段及び第２のデータ収集手
段を、前記高周波磁場を印加してから所定のパルスシー
ケンスを駆動中に実行させる制御手段と、を有すること
を特徴とする。

【００１４】また、本願第２の発明は、被検体頭部に一
様静磁場を印加すると共に、高周波磁場及び勾配磁場を
所定のパルスシーケンスに従って印加し、被検体頭部か
らの磁気共鳴信号を検出して脳機能画像を得る磁気共鳴
映像装置において、前記被検体頭部の血管部分からの信
号を強調したデータ又は静磁場不均一性の影響が少ない
データのうち少なくとも一方を収集する第１のデータ収
集手段と、前記被検体頭部の磁場不均一性の変化が強調
されたデータを収集する第２のデータ収集手段と、前記
第１のデータ収集手段及び第２のデータ収集手段を、前
記高周波磁場を印加してから所定のパルスシーケンスを
駆動中に実行させる制御手段と、を有し、脳不活性時に
おいて前記血管画像、磁場不均一性の変化が強調された
画像を撮影し、両画像の各ピクセル毎の比率を求める手
段と、脳活性時において前記血管画像、磁場不均一性の
変化が強調された画像を撮影し、活性前後の血管画像の
第１の差分、及び活性前後の磁場不均一性の変化が強調
された画像の第２の差分を求める手段と、前記第１の差
分、第２の差分のうち一方に前記比率を乗じ、第１の差
分と第２の差分との第３の差分を求める手段と、前記第
３の差分結果を脳機能画像として表示する手段と、を有
することを特徴とする。

【００１５】

【作用】上述の如く構成された本願第１の発明では、一
連のパルスシーケンスで血管画像、及び脳機能画像を得
ることができ、長い撮影時間を必要とせず容易に皮質部
分と静脈部分との判別ができるようになる。

【００１６】また、本願第２の発明によれば、脳活性化
前に取った２枚の画像の差が最小になる係数をあらかじ
め求めておき、脳の活性時に撮像を行なって、流れの成
分を強調した画像間、及びＴ２^＊の変化を強調した画像
間で差分画像を作り、得られた２枚の画像に対し前記係
数を求めた際に係数を掛けた方の画像に、前記係数を掛
けて差分画像を得た後、脳機能画像として表示する。こ
れによって、静脈部分が抑圧され、活性化した皮質部の
判別が容易となる。

【００１７】

【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明
する。図１は本発明が適用される磁気共鳴映像装置の概
略的な構成を示すブロック図である。

【００１８】同図において、静磁場磁石３３、および勾
配コイル３５はそれぞれ電源３４、および駆動電源３６
にて駆動される。これらにより被検体３７には一様な静
磁場とそれと同一方向で互いに直交する３方向に線形傾
斜磁場分布を持つ勾配磁場が印加される。送信部４０か
ら高周波信号がプローブ３９に送られ、被検体３７に高
周波磁場が印加される。ここでプローブ３９は送受信両
用でも、あるいは送受信別々に設けてもよい。プローブ
３９で受信された磁気共鳴信号は受信部４１で直交位相
検波された後データ収集部４３に転送されＡ／Ｄ変換
後、電子計算機４４に送られる。以上、電源３４，駆動
電源３６、送信部４０、受信部４１、データ収集部４３
はすべてシステムコントローラ４２によって制御されて
いる。システムコントローラ４２は電子計算機４４を介
してコンソール４５により制御される。電子計算機４４
ではデータ収集部４３から送られた磁気共鳴信号に基づ
いて画像再構成処理を行ない、画像データを得る。得ら
れた画像はディスプレイ４６に表示される。電子計算機
４４および寝台３８はコンソール４５により制御され
る。

【００１９】次に、本実施例の動作について説明する。
本実施例では被検体の血管部分からの信号が強調された
データと機能情報が反映されたＴ２^＊の変化が強調され
たデータを一連のシーケンスで収集する。

【００２０】図２は、フィールドエコー法を用いてデー
タ収集を行なう例を示すパルスシーケンス図である。同
図における実施例では、被検体内の血管部分からの信号
を強調してデータを収集する方法として周知の技術であ
るタイムオブフライト効果を用い、また、Ｔ２^＊の変化
を強調してデータを収集する方法として勾配磁場エコー
およびロングＴＥによる方法を用いている。

【００２１】同図に示すように、符号２に示すスライス
勾配磁場を印加しながらＲＦパルス１（例えばフリップ
角９０°）を印加した後、符号８ａに示すように一旦反
転させた後のリード勾配磁場（フローコンペンスエーシ
ョン）を印加する。すると、リード勾配磁場３の印加時
点で血管画像が反映されたエコー６を収集することがで
きる（エコータイムＴＥ１）。なお、符号５はスピンに
位相情報を付加するためのエンコードパルスである。

【００２２】その後、更に符号８ｂに示す如くのフロー
コンペンスエーション用勾配磁場を印加し、リード勾配
磁場４の印加時点でＴ２^＊が強調されたエコーを収集す
る（エコータイムＴＥ２）。

【００２３】即ち、タイムオブフライト効果による血管
部分の描出能向上のために、短いＴＥ１を用い、次のフ
ローコンペンスエーション用勾配磁場波形８ａをリード
勾配磁場３に付加している。また、Ｔ２^＊の変化を抑え
るためのリード勾配磁場４にもコンペンスエーション用
勾配磁場８ｂを付加している理由はＣＳＦ（脳脊髄液）
の揺らぎによるアーチファクトを抑えるためである。

【００２４】上記したように少なくとも２種類のデータ
収集の手段を、励起・位相エンコード・データ収集の一
連の操作（いわゆるone view）の中に構成することで、
脳機能画像と血管像が同時に得られ、皮質活動部位と間
違いやすい、やや大きめの静脈との区別が容易となる。
また、撮像時間の延長もない。このとき、得られた静脈
象と機能画像を重ねて表示すれば、さらに判別が容易と
なる。

【００２５】また、図２に示したパルスシーケンスにお
いて、Ｔ２^＊の変化を強調するためにロングＴＥとなる
ようにＴＥ２を選ぶことが望ましい。ここで、エコータ
イムＴＥとＴ２^＊による信号変化量△Ｓは、信号強度ｅ
ｘｐ（−ＴＥ／Ｔ２^＊）に比例し、脳活性化に伴いＴ２
^＊→（Ｔ２^＊＋α）と変化するとすれば、次の（１）式
となる。

【００２６】

【数１】 △Ｓ＝Ｃ・｛exp （−ＴＥ／（Ｔ２^＊＋α）−exp （−ＴＥ／Ｔ２^＊）｝ ……（１）ただし、Ｃは定数（１）式において、ＴＥ＝０，∞のとき△Ｓ＝０とな
り、ＴＥ≠０のときα＞０より、△Ｓ＞０となるため、
△ＳはＴＥに関して極大値を持つことになる。そこで、
理論上では△Ｓが極大になるときのエコータイムＴＥを
ＴＥ２とするのが好適である。通常は１ピクセル内のＴ
２^＊が百数十［ｍｓ］程度であれば、ＴＥが少なくとも
それ以上の範囲では△ＳはＴＥの延長と共に増加するこ
とが知られており、実際には撮影時間の制限や画像歪み
とのかねあいからＴＥ＝３０〜５０［ｍｓ］程度とする
のが良い。

【００２７】また、上記実施例では、図２に示したフィ
ールドエコー法を用いて２種のデータを収集する例につ
いて示したが、本発明はこれに限定されるものではなく
例えば図３〜図７に示す如くのパルスシーケンスを用い
てもよい。

【００２８】図３はリード勾配磁場Ｇｒを複数回反転さ
せることにより、マルチエコーを発生させる例であり、
図４は、符号４２に示すようにエンコードステップを励
起毎に所定量変化させることにより複数回のショットで
１枚の画像を作成する例である。

【００２９】また、図５は符号５２に示すようにスライ
ス勾配磁場のエンコードステップを励起毎に所定量変化
させることにより３次元画像を得る例である。

【００３０】更に、図６は２回目のデータ収集にスピン
エコー法を用いた例であり、１回目のデータ収集（エコ
ータイムＴＥ１）にてＴ２^＊の変化が強調されたデータ
を収集し、１８０°のＲＦパルス印加後の２回目のデー
タ収集（エコータイムＴＥ２）にてＴ２^＊の効果のない
データを収集する。このときは、１回目のデータの収集
の実効ＴＥ１はなるべく長くすることが望ましい。

【００３１】また、図７は図６に示したパルスシーケン
スに対して更に、エンコードステップ７１，７２を付加
し３次元画像を作る例を示している。

【００３２】また、上記以外にも本実施例は種々の変形
実施が可能で、例えば、マルチスライス化や３Ｄ映像と
することも出来る。得られた静脈及び脳機能画像はそれ
ぞれ最大値投影法などの処理後、重ねて表示するように
しても良い。

【００３３】次に、本発明の第２実施例について説明す
る。この実施例は、さらに静脈部分画像値を抑圧し、皮
質との区別を容易とするものであり、その動作を図８に
示すフローチャートを用いて説明する。

【００３４】まず、脳活性化の前に図２に示した実施例
の方法を用いて血管画像（流れの成分を強調した画像）
及び脳機能画像（Ｔ２^＊強調画像）を取得し（ステップ
ＳＴ１）、得られた２枚の画像の一方に係数を乗じて、
その差分値を最小となるように各ピクセル毎の係数を求
める（ステップＳＴ２）。即ち、流れの成分を強調した
画像の信号値をＳａｌ（ｘ，ｙ）Ｔ２^＊の変化を強調し
た画像の信号値をＳｂ１（ｘ，ｙ）とすると、係数ａ
（ｘ，ｙ）＝Ｓｂ１（ｘ，ｙ）／Ｓａ１（ｘ，ｙ）が求
められ、

【００３５】

【数２】Ｓａ１（ｘ，ｙ）・ａ（ｘ，ｙ）−Ｓｂ１（ｘ，ｙ）＝０ ……（２）である。ここで、Ｓａ１（ｘ，ｙ）とＳｂ１（ｘ，ｙ）
の差はＴＥ１とＴＥ２の差によるもの（組織のＴ２及び
Ｔ２^＊は同じ）であり、

【００３６】

【数３】 a(x,y)−Ｓb1(x,y）／Ｓa1(x,y）＝exp{-(TE2 −TE1)／Ｔ２^＊｝…（３）となる。

【００３７】次いで、脳活性時に同様に流れの成分を強
調した画像とＴ２＊を強調した画像を撮影し、流れの成
分を強調した画像の信号値をＳａ２（ｘ，ｙ）、Ｔ２^＊
を強調した画像の信号値をＳｂ２（ｘ，ｙ）とすると
（ステップＳＴ３）、その比率は次の（４）示される。

【００３８】

【数４】Ｓb2(x,y）／Ｓa2(x,y）＝exp{-(TE2 −TE1)／( Ｔ２^＊＋α）｝…（４）ここで流れの成分を強調した画像間（Ｓa2(x,y）−Ｓa1
(x,y））、及びＴ２^＊の変化を強調した画像間（Ｓb2
(x,y）−Ｓb1(x,y））で差分画像を作り（ステップＳＴ
４）、この結果得られた２枚の画像に対し、前記係数を
求めた際に係数を乗じた方の画像（Ｓa2(x,y）−Ｓa1
(x,y））に、前記係数ａ(x,y）をかけて、差分画像を作
る（ステップＳＴ５）。即ち、次の（５）式である。

【００３９】

【数５】（Ｓa2(x,y）−Ｓa1(x,y））・ａ(x,y）−（Ｓb2(x,y）−Ｓb1(x,y））＝Ｓa2(x,y）・Ｓb1(x,y）／Ｓa1(x,y）−Ｓb2(x,y） ……（５）ここで、脳活性化時に得られた画像のピクセルのうち、
Ｔ２^＊の変化ではなくタイムオブフライト効果で高輝度
となった部分は（３）、（４）式が同じになり、次の
（６）式が成立する。

【００４０】

【数６】Ｓb1(x,y）／Ｓa1(x,y）＝exp{-(TE2 −TE1)／（T2^＊）＝Ｓb2(x,y）／Ｓa2(x,y） ……（６）従って、（５）式は、

【００４１】

【数７】Ｓa2(x,y）・Ｓb1(x,y）／Ｓa1(x,y）−Ｓb2(x,y）＝Ｓa2(x,y）・Ｓb2(x,y）／Ｓa2(x,y）−Ｓb2(x,y）＝０ ……（７）となってＴ２^＊の変化でない部分のキャンセルが可能と
なる。実際は、タイムオブフライト効果とＴ２^＊の変化
が同時に起こっており、キャンセルできるのはタイムオ
ブフライト効果による成分であるが、皮質より下流にあ
る静脈部分の信号を低減することができ、皮質と静脈の
区別が容易となるのである。

【００４２】なお、本実施例は種々の変形実施が可能で
あり、脳活性前及び活性時の画像間の演算を行なう場
合、動きの影響等を低減するための種々の手段、例え
ば、統計処理、相関計算、位相誤差検出による動き補正
等の処理実施後、上記演算を行なってもよい。

【００４３】次に、画像の表示方法について説明する。
本発明の方法にて例えば図９（ｂ）に示す血管画像、同
図（ｃ）に示す脳機能画像が得られると、これらの画像
と、同図（ａ）に示す如くの他の方法で撮影した脳の画
像とを重複表示することにより同図（ｄ）に示すように
脳機能画像及び血管画像が認識し易い形態が表示でき
る。なお、この際、表示色を変えることによりよりわか
り易く表示させることができる。

【００４４】また、図１０に示すように、脳の画像を半
透明状態に表示し、その上に脳機能を表示するようにし
ても、脳機能情報を容易に認識することができる。

【００４５】

【発明の効果】以上説明したように、本願第１の発明に
よれば、撮像時間を延長することなく血管画像と脳機能
画像が同時に得られ、皮質部分と静脈部の判別が容易に
行える様になる。

【００４６】また、本願第２の発明では、静脈部分が抑
圧され、活性化した皮質部の判別が容易となる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明に係る磁気共鳴映像装置の構成を示すブ
ロック図である。

【図２】本発明の第１実施例に係るパルスシーケンス図
である。

【図３】第１実施例に係るパルスシーケンス図の第１の
変形例である。

【図４】第１実施例に係るパルスシーケンス図の第２の
変形例である。

【図５】第１実施例に係るパルスシーケンス図の第３の
変形例である。

【図６】第１実施例に係るパルスシーケンス図の第４の
変形例である。

【図７】第１実施例に係るパルスシーケンス図の第５の
変形例である。

【図８】本発明の第２実施例の動作を示すフローチャー
トである。

【図９】本発明によって得られる脳機能画像の第１の表
示例である。

【図１０】本発明によって得られる脳機能画像の第２の
表示例である。

【符号の説明】

３３静磁場磁石３５勾配コイル３７被検体３９プローブ４２システムコントローラ４３データ収集部４４電子計算機４６ディスプレイ

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体に一様な静磁場を印加すると共
に、高周波磁場及び勾配磁場を所定のパルスシーケンス
に従って印加し、被検体からの磁気共鳴信号を検出して
映像化する磁気共鳴映像装置において、前記被検体所望部位の血管部分からの信号を強調したデ
ータ又は静磁場不均一性の影響が少ないデータのうち少
なくとも一方を収集する第１のデータ収集手段と、Ｔ２＊強調画像を得るために前記被検体所望部位の磁場
不均一性の変化が強調されたデータを収集する第２のデ
ータ収集手段と、前記第１のデータ収集手段及び第２のデータ収集手段
を、前記高周波磁場を印加してから所定のパルスシーケ
ンスを駆動中に実行させる制御手段と、を有することを特徴とする磁気共鳴映像装置。
【請求項２】被検体頭部に一様静磁場を印加すると共
に、高周波磁場及び勾配磁場を所定のパルスシーケンス
に従って印加し、被検体頭部からの磁気共鳴信号を検出
して脳機能画像を得る磁気共鳴映像装置において、前記被検体頭部の血管部分からの信号を強調したデータ
又は静磁場不均一性の影響が少ないデータのうち少なく
とも一方を収集する第１のデータ収集手段と、前記被検体頭部の磁場不均一性の変化が強調されたデー
タを収集する第２のデータ収集手段と、前記第１のデータ収集手段及び第２のデータ収集手段
を、前記高周波磁場を印加してから所定のパルスシーケ
ンスを駆動中に実行させる制御手段と、を有し、脳不活性時において前記血管画像、磁場不均一性の変化
が強調された画像を撮影し、両画像の各ピクセル毎の比
率を求める手段と、脳活性時において前記血管画像、磁場不均一性の変化が
強調された画像を撮影し、活性前後の血管画像の第１の
差分、及び活性前後の磁場不均一性の変化が強調された
画像の第２の差分を求める手段と、前記第１の差分、第２の差分のうち一方に前記比率を乗
じ、第１の差分と第２の差分との第３の差分を求める手
段と、前記第３の差分結果を脳機能画像として表示する表示手
段と、を有することを特徴とする磁気共鳴映像装置。
【請求項３】前記第１のデータ収集手段により得られ
たデータに基づく血管像と前記第２のデータ収集手段に
より得られた脳機能画像とを表示する表示手段をさらに
備えることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像装
置。
【請求項４】前記表示手段は、前記血管像と前記脳機
能画像とを脳の画像に重複表示することを特徴とする請
求項２又は３記載の磁気共鳴映像装置。
【請求項５】前記脳の画像は、脳表面の画像であるこ
とを特徴とする請求項４記載の磁気共鳴映像装置。
【請求項６】前記表示手段は、脳の半透明状態の画像
と前記脳機能画像とを重複表示することを特徴とする請
求項２又は３記載の磁気共鳴映像装置。