JP3583763B2 - Magnetic resonance imaging - Google Patents

Description

【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、Ｍ_０の変化から温度を推定することができる。
（２）Ｔ_１：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、Ｔ_１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、Ｍ_０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）Ｔ_２：横緩和時間
横緩和時間Ｔ_２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（Ｔ_０、Ｔ）の拡散画像Ｄ_０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−Ｔ_０）＜＜Ｔ_０，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、Ｔ_１，Ｔ_２，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ボクセルの振幅・位相の変化分を算出する手段と、この手段により算出されたボクセルの振幅・位相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（ＣＨ_３ＯＨ；ＯＨ基とＣＨ_３基間のシフト量）、エチレングリコール（ＯＨ−ＣＨ_２−ＣＨ_２−ＯＨ；ＯＨ基とＣＨ_２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．Ｐｈｙｓ．４４，４５８２，１９６６）、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ΔＢ_０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δＢ_０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Ｔ_０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ＥＰＩ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−ｋｙ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、１８０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ＣＨ_２，ＣＨ_３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Ｐｈａｓｅ 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 Ｍａｐｐｉｎｇ 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 Ｍａｐｐｉｎｇ 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[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus using chemical shift (hereinafter, referred to as “MRI”).
[0002]
[Prior art]
Since the temperature in the living body is a physical quantity that reflects many physiological functions, observing it is useful for diagnosing tumors such as blood circulation disorders and monitoring changes in the body temperature through stress tests (heating). It is known that Therefore, there is a strong demand for the development of a method for non-invasively measuring the temperature distribution inside a living body in a wide range of fields such as body temperature measurement, tissue temperature measurement, and hyperthermia.
[0003]
As one of the attempts to non-invasively measure the temperature distribution in a living body, a method using a temperature-dependent parameter of a nuclear magnetic resonance signal (hereinafter, referred to as “NMR signal”) described below is known.
(1) M ₀ : Thermal equilibrium magnetization
Thermal equilibrium magnetization M ₀ Is known to be inversely proportional to temperature as shown in the following equation:
[0004]
(Equation 1)

[0005]
From equation 1, M for the proton system in pure water ₀ Is −0.36 [% / K] at 40 ° C. ₀ The temperature can be estimated from the change in.
(2) T ₁ : Vertical relaxation time
Time constant τ of the correlation function with respect to the position of the proton _c When quantified by ₁ Is approximately represented by the following equation.
[0006]
(Equation 2)

[0007]
From equation 2, T for the proton system in pure water ₁ Temperature gradient of 2.2% / K at 40 ° C. and M ₀ Is a parameter having a higher sensitivity to temperature as compared with.
(3) T ₂ : Lateral relaxation time
Lateral relaxation time T ₂ Is shown as a function of temperature as follows:
[0008]
(Equation 3)

[0009]
(4) D: diffusion constant
The diffusion constant D shows temperature dependence as in the following equation.
[0010]
(Equation 4)

[0011]
Therefore, before and after the temperature change (T ₀ , T) diffused image D ₀ From D and the temperature change (TT ₀ ) Can be determined as follows.
[0012]
(Equation 5)

[0013]
As described above, various methods using the temperature-dependent parameter of the NMR signal for noninvasively measuring the temperature distribution in a living body are known.
[0014]
However, in the method of performing temperature measurement based on thermal parallel magnetization, since a temperature gradient is very small, it is necessary to perform extremely strict measurement in order to obtain high resolution and high accuracy.
[0015]
Further, in the method of measuring the temperature based on the vertical relaxation time or the horizontal relaxation time, the temperature dependency of free water and bound water, the ratio of bound water, and the like must be measured in advance, and the measurement itself is complicated. Further, in order to obtain these relaxation times with an accuracy of several percent, there is a problem in the stability of the whole system. Further, the measurement of the longitudinal relaxation time required a very long time.
[0016]
Furthermore, in the method of measuring the temperature based on the diffusion constant, (T-T ₀ ) << T ₀ , Activation energy = constant, it is possible that an error based on these assumptions may be included, which is not valid.
[0017]
In addition, T ₁ , T ₂ , D are also expressed as a function of viscosity. Generally, since the temperature dependence of the viscosity of each tissue is different, the temperature dependence of each parameter is different for each tissue, and it is virtually impossible to calculate an accurate temperature distribution. Met.
[0018]
On the other hand, although anatomical research on the brain has been performed for a long time, physiological research is still in the process of development, and it is a reality that much is unknown about the function of the brain. Therefore, conventionally, an experiment such as installing an electrode or the like in an animal brain and observing an evoked potential has been generally performed in order to elucidate the brain function.
[0019]
Further, a method of observing a minute magnetic field on a body surface with a magnetometer using a superconducting quantum interference device (hereinafter, referred to as “SQUID”) and estimating an active site (current dipole source) has been studied. Heretofore, it has been known that this method can be used to estimate and display an active site as a single current dipole source. However, since the active site of the brain has a spread in each sensory area, it is difficult to grasp the function of the brain in detail only from a single current dipole source. On the other hand, it is also said that it is mathematically impossible to uniquely calculate a plurality of current dipoles.
[0020]
Thus, recently, an attempt has been made to image brain activity using MRI. This utilizes the property that hemoglobin in blood exhibits diamagnetism when it is bound to oxygen, whereas it exhibits paramagnetism when it is separated from oxygen. When the activity of the brain becomes active, a large amount of oxygen is required, and hemoglobin combined with oxygen is supplied to the activated site. In such a part, since the local magnetic field inhomogeneity changes, a pulse sequence for capturing a T2 * -weighted image that reflects the magnetic field inhomogeneity shown in FIG. It is possible to grasp the ignition site of the. Up to now, imaging of the firing site of the first to fifth visual cortex by light stimulation or the first and second auditory cortex by sound stimulation has been mainly reported.
[0021]
Furthermore, since it has been pointed out that the phase information of the T2 * -weighted image changes due to the stimulus, the brain function can be imaged with the phase image.
[0022]
However, when trying to diagnose a physiological function in a living body, particularly in the brain, based on such a change in image intensity, such a small change is detected because the observed change in image intensity is about several percent. Requires an image S / N of 100 or more, and a method such as reducing the voxel size is usually used to obtain such an image S / N. For this reason, sufficient spatial resolution could not be realized. In addition, since the change in the image intensity reflects the change in the magnetic field distribution in the voxel, if the change in the magnetic field distribution due to the activation of the brain in the voxel is uniform in the voxel, this region is referred to as the brain. It could not be detected as an active site.
[0023]
[Problems to be solved by the invention]
As described above, when the activity of the brain is imaged by MRI, and the physiological function in a living body, in particular, the brain is to be diagnosed from the change in the image intensity, the change in the observed image intensity is about several percent. In order to detect such a small change, 100 or more image S / Ns are required, and in order to obtain such an image S / N, a method such as coarsening the voxel size is usually employed. For this reason, sufficient spatial resolution could not be realized. In addition, since the change in the image intensity reflects the change in the magnetic field distribution in the voxel, if the change in the magnetic field distribution due to the activation of the brain in the voxel is uniform in the voxel, this region is referred to as the brain. It could not be detected as an active site.
[0024]
Therefore, an object of the present invention is to provide a magnetic resonance diagnostic apparatus capable of obtaining an image reflecting a brain function accurately and with high resolution.
[0025]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above-mentioned conventional problems, the present invention applies a high-frequency magnetic field to excite a target nuclide in a subject placed in a static magnetic field, and then inverts a read gradient magnetic field to the target various magnetizations a plurality of times. A magnetic resonance imaging apparatus that collects and images magnetic resonance signals generated from within the subject by a pulse sequence that applies a phase encoding magnetic field to the magnetization of the target nuclide while applying the magnetic field to the subject nuclide. Stimulating means for applying a specific stimulus, means for controlling the stimulating means and switching whether or not to apply the stimulus, image information when a stimulus is applied by the stimulating means, and stimulus by the stimulating means From the image information when not giving Voxel amplitude and phase Means for calculating the change in Voxel amplitude and phase A magnetic resonance image characterized by comprising means for normalizing the variation of the above, superimposing a predetermined weight function, and means for adding each image information obtained by this means and forming an image. Provide equipment.
[0026]
Here, the principle of estimating the temperature value from the chemical shift will be described. The hydrogen bond strength depending on temperature (Brownian motion) affects the shielding constant (chemical shift). Therefore, the temperature can be determined by measuring the change in the chemical shift of the hydrogen-bonded OH group. Pure water, methanol (CH ₃ OH; OH group and CH ₃ Shift between groups), ethylene glycol (OH-CH ₂ -CH ₂ -OH; OH group and CH ₂ The chemical shift of the OH group (the amount of shift between them) is proportional to the temperature (−0.01 [ppm / ° C.]). C. Hindman (J. Chem. Phys. 44,4582,1966); L. Van Geet (Anal. Chem. 40-14, 2227, 1968 Anal. Chem. 42-6,679, 1970). In addition, it has been reported that this temperature dependence shows a substantially constant value regardless of the tissue. Therefore, the temperature can be calculated by measuring the relationship between the chemical shift information and the temperature in advance.
[0027]
Now, the inhomogeneity ΔB of the static magnetic field at each position ₀ Is the component δB induced due to the non-uniformity inherent to the magnet and the different magnetic susceptibility and shape of the sample as shown in the following equation. ₀ And the chemical shift field B as a function of temperature _C (T (r)).
[0028]
(Equation 6)

[0029]
Here, the temperature T before the temperature change occurs. ₀ By taking the difference between the static magnetic field distribution and the static magnetic field distribution obtained after T after the temperature change, only the change in the chemical shift magnetic field due to the temperature change can be extracted.
[0030]
(Equation 7)

[0031]
Therefore, the magnetic field distribution before and after the temperature change is measured, and the temperature change can be calculated based on the temperature dependence of the chemical shift magnetic field. This magnetic field distribution is proportional to the phase image obtained by the Phase Mapping pulse sequence shown in FIGS.
[0032]
According to the second aspect, a phase image (a phase image for detecting a displacement) in a tissue that does not exhibit temperature dependency or a tissue that does not include a capillary is collected, and an image obtained based on this information is obtained. It is determined whether or not the true distribution is reflected, and if a position shift has occurred, this is indicated, information is collected again, or the position shift is considered multiple times so as to match the area in consideration of the position shift. Since the position shift detection phase image is collected and the position is corrected, erroneous evaluation of the image obtained by detecting the position shift is eliminated, and the image data is collected again or the position is matched to obtain the image data. By collecting, an image reflecting the true physiological significance can be obtained, and the reliability of diagnosis can be increased.
[0033]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
[First invention]
FIG. 1 is a diagram showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus using a chemical shift component based on temperature dependency according to one embodiment of the first invention.
[0034]
In FIG. 1, the magnetic resonance imaging apparatus has linear gradient magnetic field distributions in three X, Y, and Z directions orthogonal to a main magnet 10 and a main magnet power supply 11 for generating a main magnetic field (static magnetic field). A gradient coil 12 and a gradient coil power supply 13 for generating a gradient magnetic field, a shim coil 14 and a shim coil power supply 15 including a plurality of shim coils, a high-frequency probe for applying a high-frequency magnetic field and detecting a magnetic resonance signal A transmitter 17 for supplying a high-frequency signal to the probe 16, a receiver 18 for detecting and amplifying a magnetic resonance signal detected by the probe after receiving the signal, It is composed of a sequence controller 19 and a calculation unit 20. Further, a heating device 21 and a heating control device 22 for hyperthermia can be added.
[0035]
Next, a method for measuring the static magnetic field distribution will be described.
[0036]
FIG. 2 is a diagram showing an example of the EPI basic pulse sequence.
[0037]
At this time, the original image in the case where the obtained image data is reconstructed by the multidimensional Fourier transform undergoes image distortion and changes in density value due to the influence of the inhomogeneity of the static magnetic field.
[0038]
In the case of EPI, the non-uniformity of the static magnetic field is added to the phase of the magnetization, and the obtained echo data S (t) is expressed by the following equation.
[0039]
(Equation 8)

[0040]
Here, variable conversion is performed as X '= X, Y' = Y + B (X, Y) / GY.
[0041]
(Equation 9)

[0042]
That is, it is understood that the influence of the non-uniform distribution of the static magnetic field appears as a change in the image distortion / density value in the encoding direction.
For example, as shown in FIG. 3, when the inhomogeneity of the static magnetic field at a certain point A (X, Y) is B (X, Y), the reconstructed image collected by EPI is encoded in the encoding direction (in this case, Y Direction), the image is distorted by a distance proportional to B (X, Y) / GY, and the non-uniformity of the static magnetic field at each position can be obtained from this movement amount. However, when the position overlaps, the value of the static magnetic field cannot be calculated accurately, so that it is necessary to adjust the magnitude of the phase encoding gradient magnetic field.
[0043]
Further, since the change in the density value is also expressed as a distribution of the magnetic field inhomogeneity and a function of the intensity of the encoding magnetic field, the distribution of the static magnetic field can be known from the change in the density value.
[0044]
As described above, it is possible to obtain the change in the chemical shift magnetic field in Expression 7 using Expression 9 from the change in image distortion and the density value before and after the temperature change obtained by the EPI method.
[0045]
In addition, as shown in FIG. 4, the phase information of the image obtained by the two sets of EPI pulse sequences in which the interval between the application start time of the high frequency pulse and the data acquisition start time is different is based on the time interval ΔT and the nonuniformity of the static magnetic field. It is proportional to sex. This will be described using equations. The signal obtained in the case of FIG. 4B in which the time interval differs from FIG. 4A by ΔT is represented by the following equation.
[0046]
(Equation 10)

[0047]
Here, ρ ′ (X, Y) = ρ (X, Y) exp (jγB (X, Y) ΔT), KX = GXt, KY = GYt (arrangement in the kx-ky space in consideration of the direction of the readout gradient magnetic field) (After replacement), the reconstructed image ρ ″ (X, Y) obtained when the inverse Fourier transform is performed is expressed by the following equation.
[0048]
(Equation 11)

[0049]
X ″ = XX ′, Y ″ = Y + B (X, Y) / GY and variable conversion are performed.
[0050]
(Equation 12)

[0051]
Thus, the reconstructed image is
[0052]
(Equation 13)

[0053]
Since the phase term in the above equation corresponds to the phase difference Δθ from the image obtained in the pulse sequence of FIG. 4A, it is necessary to calculate the magnetic field distribution from the images obtained in FIGS. 4A and 4B. Can be.
[0054]
[Equation 14]

[0055]
However, since the image is subject to image distortion due to EPI, it is necessary to finally correct this image distortion by simple primary coordinate transformation.
[0056]
By performing the above procedure before and after the temperature change, only the change in the chemical shift magnetic field due to the temperature change can be extracted as shown in Equation 7.
[0057]
FIG. 4 shows a basic pulse sequence in which a high-frequency pulse is applied only once. For example, as shown in FIG. 5, when a 90-180-degree high-frequency pulse is applied, a 90-degree pulse-180-degree pulse is applied. The magnetic field distribution can be similarly obtained by making the time interval ΔT between the interval and the 180-degree pulse-data acquisition start time different.
[0058]
On the other hand, a compound having no hydrogen bond, such as fat, is not affected by a change in temperature, and thus can be used as an internal reference substance. Conversely, if there is a substance such as fat that does not exhibit temperature dependence in the temperature measurement area, a temperature measurement error may occur. For this reason, it is conceivable to add a pulse sequence that selectively saturates or excites a substance that exhibits temperature dependence or a substance that does not exhibit temperature dependence selectively before the EPI pulse sequence.
[0059]
FIG. 6 shows a pulse sequence to which a pulse sequence for saturating a signal of fat or the like is added in order to obtain a signal of only water protons showing temperature dependency.
[0060]
In addition, by changing the center frequency of the selective pulse in FIG. 6, for example, a water signal can be suppressed in order to extract only a signal of a substance that does not exhibit temperature dependency.
[0061]
From the image of the substance that does not exhibit temperature dependence and the image of the substance that exhibits temperature dependence obtained in this way, the absolute temperature is calculated by measuring and calibrating the chemical shift temperature dependence between both components in advance. It is possible to do.
[0062]
At this time, the non-uniformity of the static magnetic field is determined by using the relative density value and image shape of the image obtained by the spin echo method, which is hardly affected by the non-uniformity of the static magnetic field, and the relative density value and image shape of the image obtained by EPI. Estimating the sex distribution is advantageous from the viewpoint of improving accuracy.
[0063]
FIG. 7 is a schematic diagram in which pixels are enlarged for simplicity. FIGS. 6A and 6B are a phase difference image of a water proton image and a fat proton image obtained by the pulse sequence of FIG. Now, when a substance exhibiting temperature dependence and a substance not exhibiting temperature dependence such as pixels I, K and L are distributed in the same pixel, the phase difference between the water proton phase difference image and the fat proton phase difference image is calculated. can do. If the temperature dependency between the water proton chemical shift and the fat proton chemical shift has been calibrated in advance, the absolute temperature can be calculated from this difference. This can be calculated not only from the phase difference but also from the change in the image distortion / density value as described above.
[0064]
In the case of the pixel J in which water and fat are not mixed in the same pixel, the temperature distribution is smoothly changed, and the water signal or the fat signal of I, K, L, etc. of the neighboring pixel is used to obtain the temperature. The distribution can be corrected (interpolated).
[0065]
In the above embodiment, a method using water protons and temperature dependency has been described, but the present invention is not limited to this. For example, a temperature measurement method using 13C, 19F, or the like (Japanese Patent Laid-Open No. 59-196431) may be used. In addition, not only measurement of the same nuclide but also temperature dependency of a multinuclide may be used as a temperature reference substance. As a result, the speed and accuracy of the temperature measurement can be improved.
[0066]
Thus, if the temperature change collected by the present invention can be known, for example, the heating effect in hyperthermia (thermotherapy) can be measured non-invasively. That is, the image before and after the heating (treatment) can be displayed as a temperature distribution image. As a result, it is possible to easily determine the heating effect.
[0067]
In addition, such as in the brain ¹ CH that does not show temperature dependence in the case where the H compound is present ₂ , CH ₃ Using the chemical shift component as a reference, the absolute temperature described above can be displayed, and a diagnosis of a disease can be made based on the abnormality in the temperature distribution of the living body.
[Second invention]
FIG. 8 is a diagram showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus using a chemical shift component based on temperature dependency according to one embodiment of the second invention.
[0068]
In the figure, the configuration of the magnetic resonance imaging apparatus according to the first invention is provided except that a stimulus generator 81 for providing necessary stimuli including visual stimuli and a stimulus generator controller 82 for controlling the stimulus are provided. Is the same as
[0069]
Here, brain function imaging will be described.
[0070]
First, how the magnetic field inhomogeneities in voxels are reflected in the image will be described.
[0071]
Observation data S (t) obtained by the pulse sequence shown in FIG. 9 is represented by Expression 15.
[0072]
(Equation 15)

[0073]
The reconstructed image ρ ′ (X, Y) obtained by Fourier-transforming the obtained signal is represented by Expression 16 if the inhomogeneity of the magnetic field is sufficiently smaller than the readout gradient magnetic field.
[0074]
(Equation 16)

[0075]
Here, the volume integration is performed in each voxel represented by the X and Y coordinates. From Expression 16, it can be seen that an image in which the magnetic field inhomogeneity in each voxel is reflected in the contrast is obtained. As already mentioned, certain physiological stimuli change the blood flow at the site where the brain is activated, which changes the magnetic susceptibility, thereby changing the magnetic field uniformity within the voxel. As can be seen from Expression 16, the voxel intensity value (absolute value) of the image changes according to the distribution of the magnetic field uniformity of each value. The situation at this time is shown in FIG. That is, since the hemoglobin exhibiting diamagnetism flows due to the stimulation from the state of FIG. 10A before the stimulation, the local magnetic field uniformity is improved, and the phase disturbance is reduced as shown in FIG. 10B. The signal strength increases. Such a change in the image intensity before and after the stimulation makes it possible to detect a site where the brain is activated. However, since the change in image intensity at this time is several percent, it is not sufficient to obtain an image with high accuracy or high resolution. It is possible to extend the echo time to improve the detection sensitivity and increase the phase disturbance of the magnetization. However, when the signal S / N deteriorates due to the extension of the echo time and the detection sensitivity deteriorates conversely. There is.
[0076]
On the other hand, paying attention to Expression 16, it is possible to detect the magnetic field inhomogeneity due to the applied stimulus as a phase change. Assuming that the proton densities at each point are approximately equal, the phase value observed as a voxel signal is an average of these values.
[0077]
[Equation 17]

[0078]
When the influx of blood flow due to stimulation causes a change in the magnetic field inhomogeneity, the phase of the magnetization at each position is proportional to the inhomogeneity of the magnetic field at each point. The phase of the voxel is a value proportional to the change in the magnetic field inhomogeneity as the average value of these magnetizations. Therefore, the active site due to the stimulus can be detected from the change in the phase value.
[0079]
Observation of the active site by the phase allows the stimulus intensity to be grasped linearly as compared with the detection by the absolute value, so that it is possible to quantitatively image without dropping a small change. This is because the absolute value change due to the phase disturbance of each magnetization in the voxel has a trigonometric detection sensitivity and the detection sensitivity is poor for a small change, whereas the voxel phase change is different from the stimulus change. Because it can be detected linearly.
[0080]
Another advantage of detecting the active site of the brain by the phase image is that the detection can also be performed when the magnetic field inhomogeneity in the voxel due to the inflow of blood based on the stimulus changes uniformly throughout the voxel. Considering the above-mentioned detection of the brain functional part by the change of the absolute value, if the magnetization phase in the voxel changes almost uniformly throughout, the absolute value does not change or the change amount is extremely small. However, when such voxels occur, they cannot be detected as active sites. In contrast, when the active site is detected at the voxel phase, the voxel phase rotation can be observed even when the magnetic field inhomogeneity in the voxel occurs uniformly, so that the brain function can be detected with high sensitivity. . This situation is shown in FIG. However, even when the magnetization in the voxel is disturbed due to a change in blood flow due to the stimulus, a case as shown in FIG. 11B in which the phase of the entire voxel does not change occurs. It becomes. Therefore, in order to obtain the most reliable brain function image, it is necessary to effectively use both the amplitude and the phase information.
[0081]
The procedure first normalizes the amplitude and phase changes due to the stimulus, and then corrects the amplitude change because the weight of the trigonometric function is superimposed as described above. Thereafter, the maximum value for each voxel of both images is displayed, or the average value of both images is displayed. The process of calculating the average value and the maximum value is, after all, a process of superimposing and adding a weight function to each of the amplitude and phase images. The above operation is shown in FIG.
[0082]
Further, a method of measuring a static magnetic field distribution or a change thereof due to a change in blood flow by applying a stimulus using an ultra-high-speed EPI pulse sequence will be described.
[0083]
The EPI basic pulse sequence is the same as that shown in FIG. 2 in the first invention. Since an image obtained by this pulse sequence is a so-called T2 * -weighted image, a brain active site due to stimulation can be detected from the absolute value image.
[0084]
As described above, since the effect of the non-uniform distribution of the static magnetic field appears as a change in image distortion and density value in the encoding direction, in order to observe a change in the absolute value of the signal due to the stimulus, the change in the magnetic field due to the stimulus is required. It is necessary to use a sufficiently large phase encoding magnetic field. Conversely, when a small voxel high-resolution image that does not cause phase disturbance in the voxel is locally obtained, this information may be used effectively. This method has already been described, and will not be described.
[Third invention]
As described above, both the temperature distribution image and the brain function image are obtained based on the phase image proportional to the magnetic field distribution, and are obtained by the Phase Mapping basic pulse sequence by the gradient echo pulse sequence shown in FIG. 13 and the EPI shown in FIG. Phase Mapping A phase image can be obtained by a basic pulse sequence. A temperature distribution image and a brain function image can be obtained from the difference between the phase images before and after the temperature change or before and after the stimulation.
[0085]
However, since the magnetic field change due to temperature change or stimulation is as small as 0.01 ppm, even if the subject moves even a little, the phase distribution is affected by the non-uniformity of the static magnetic field induced by the subject. , Can not get true physiological information. Therefore, a phase image (a phase image for detecting a displacement) of an area that is not affected by the influence can be collected in advance, and the movement of the subject can be detected from a phase change of the area before and after the temperature change or before and after the stimulation. Here, a region of adipose tissue having a small temperature dependency is selected when collecting a temperature distribution image, and a region where there is no capillary tube which is not affected by blood flow is selected when collecting a brain function image. FIG. 14 shows this pulse sequence. The figure shows a pulse sequence for acquiring a phase image for detecting a displacement using an ultra-high-speed technique, which is more advantageous in terms of measurement time than an image acquired using a gradient echo technique. In addition, basically, the same pulse sequence may be used before and after the temperature change or stimulation, but in the case of the ultra-high-speed pulse sequence, the shift in the encoding direction of the image is caused by the temperature change or the change in the magnetic field distribution after the stimulation. Therefore, as shown in FIG. 14, it is desirable to collect the data twice with different echo times before and after the temperature change or the stimulus to remove the influence of the displacement. However, in this case, it is not always necessary to collect the phase image for detecting the displacement before each pulse sequence.
[0086]
The acquisition of the phase image for detecting the displacement may be performed over the entire region for the purpose of observation as shown in FIG. 15, but it is also possible to set the point image as shown in FIG. 16 using the local excitation method. Point setting is more advantageous in terms of measurement time.
[0087]
In addition, by mounting the position shift detection phantom 171 shown in FIG. 17 in contact with the subject in order to obtain a position shift detection phase image, a quantitative amount of movement can be grasped. FIG. 17A is a perspective view showing a state in which a displacement detection phantom is mounted on a subject, and FIG. 17B is a view showing an MRI image of a measurement plane.
[0088]
The phantom 171 is desirably shaped so that magnetic field inhomogeneity due to displacement with respect to the static magnetic field is likely to occur. If a change occurs in the phase image obtained in this way, data may be collected again because the subject may have moved, or when collecting time-series data. In the event of a misalignment, the difference between the data immediately after the misalignment has occurred and the difference between this data and the data obtained so far is not considered. May be processed as new reference data for calculating a difference thereafter.
[0089]
On the other hand, when there is a difference between the phase images, the target region can be selected such that the gradient magnetic field strength for determining the observation target region is slightly changed to eliminate the difference between the phase images. At this time, since the phase image is affected by the magnetic field inhomogeneity of the magnet itself, it is desirable to measure the magnetic field distribution of the magnet itself in advance and correct this.
[0090]
The observation target region is sequentially changed by changing the gradient magnetic field, and the position where the difference between the phase images has disappeared is the region to be originally imaged. Therefore, image data of this region is collected thereafter.
[0091]
As described above, since a true distribution image reflecting a physiological function can be obtained by detecting a position shift or correcting a position, an erroneous diagnosis can be prevented.
[0092]
It should be noted that the above-described method is similarly used in the processing after the amplitude information and the phase information are obtained.
[0093]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, the active site of the brain due to the stimulation is calculated from the change in the phase image, and the absolute value image is also used. It is possible to make an accurate diagnosis of brain function.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus using a chemical shift component based on temperature dependency according to an embodiment of the first invention.
FIG. 2 is a diagram showing an EPI basic pulse sequence.
FIG. 3 is a diagram showing an example of image distortion due to EPI.
FIG. 4 is a diagram showing an example of a temperature distribution measurement pulse sequence using EPI.
FIG. 5 is a diagram showing an example of an EPI temperature distribution measurement pulse sequence using 90 degrees to 180 degrees.
FIG. 6 is a diagram showing an EPI temperature distribution pulse sequence that excites (saturates) a chemical shift component exhibiting a specific temperature dependency (not shown).
FIG. 7 is a diagram showing an example of displaying an absolute temperature distribution from a chemical shift component based on temperature dependency.
FIG. 8 is a diagram showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus using a chemical shift component based on temperature dependency according to one embodiment of the second invention.
FIG. 9 is a diagram showing a typical pulse sequence of a T2 * -weighted image.
FIG. 10 is a diagram showing a behavior of a magnetization phase in a voxel due to a change in blood flow.
FIG. 11 is a diagram showing voxel phases and amplitudes when disturbance of the magnetization phase in the voxel does not occur.
FIG. 12 is a view showing a procedure for brain function imaging in the magnetic resonance imaging apparatus of the second invention.
FIG. 13 is a diagram showing a gradient echo phase mapping basic pulse sequence.
FIG. 14 is a diagram showing a basic pulse sequence for collecting a temperature distribution image and a brain function image provided with a displacement detection function according to the third invention.
FIG. 15 is a diagram showing an example of a region of a phase image for detecting a displacement.
FIG. 16 is a diagram illustrating an example of a region of a phase image for detecting a displacement.
FIG. 17 is a diagram showing an example of mounting a position shift detection phantom.
[Explanation of symbols]
10 ... Main magnet
11 ... Main magnet power supply
12 ... Gradient coil system
13. Gradient coil power supply
14. Shim coil system
15. Shim coil power supply
16 High frequency probe
17 ... Transmitter
18 ... Receiver
19: Sequence controller
20 CPU / memory
21 ... Heating device
22 ... Heating control device
23, 24 ... high frequency pulse
25,26 ... Slice gradient magnetic field
27 ... Phase encoding gradient magnetic field
28… Readout gradient magnetic field
29 ... Echo data string
61, 62 ... frequency selective excitation pulse
81 ... Stimulus generator
82: Stimulation device control unit
171 ... Position detection phantom

Claims (1)

After applying a high-frequency magnetic field to excite the target nuclide in the subject placed in the static magnetic field, while applying the readout gradient magnetic field to the target various magnetizations while inverting the magnetic field a plurality of times, the phase of the magnetization of the target nuclide is increased. By a pulse sequence of applying an encoding magnetic field, in a magnetic resonance imaging apparatus that collects and images magnetic resonance signals generated from within the subject,
Stimulus applying means for applying a physiological stimulus to the subject,
Means for controlling the stimulus applying means, and switching whether or not to apply the stimulus;
Means for calculating a change in voxel amplitude and phase from image information when a stimulus is applied by the stimulus applying means and image information when no stimulus is applied by the stimulus applying means,
Means for normalizing the change in the amplitude and phase of the voxel calculated by this means, and superimposing a predetermined weight function;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising: means for adding each image information obtained by this means and forming an image.

Images