JP3699963B2

JP3699963B2 - Magnetic resonance imaging system

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Publication number: JP3699963B2
Application number: JP2003189225A
Authority: JP
Inventors: 省一金山; アルトウロカルデロン; 由守葛西; 重英久原
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2003-07-01
Filing date: 2003-07-01
Publication date: 2005-09-28
Anticipated expiration: 2020-09-28
Also published as: JP2003339670A

Description

【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は磁気共鳴映像装置に係り、特に被検体内の生理機能情報を高精度で画像化する磁気共鳴映像装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴映像法はよく知られているように、固有の磁気モーメントを持つ核スピンの集団が一様な静磁場中に置かれたときに、特定の周波数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現象を利用して、物質の化学的および物理的な微視的情報を映像化する手法である。
【０００３】
この磁気共鳴映像法では、核スピンの縦緩和時間Ｔ１を強調したコントラストの画像（以下Ｔ１画像）、核スピンの横緩和時間Ｔ２を強調したコントラストの画像（以下Ｔ２画像）、核スピンの密度分布を強調したコントラストの画像（以下密度画像）、核スピンの横緩和時間Ｔ２とボクセル内での微視的な磁場不均一性による核スピンの急激な位相変化を反映したパラメータＴ２＊を強調したコントラストの画像（以下Ｔ２＊画像）といった種々のコントラストの画像を得る事ができる。
【０００４】
一方ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅ１４，６８−７８（１９９０）に記載されているように、生体内の血中ヘモグロビンは動脈血中に多量に含まれる酸化ヘモグロビンは反磁性を示し、静脈血中に多く含まれる還元ヘモグロビンは常磁性を示す事が知られている。そしてＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅ２４，３７５−３８３（１９９２）に記載されているように、反磁性物質である酸化ヘモグロビンは局所的な磁場をあまり乱さないが（生体組織との帯磁率差０．０２ｐｐｍ）、常磁性物質である還元ヘモグロビンは周辺組織との帯磁率差が大きく（生体組織との帯磁率差０．１５ｐｐｍ）局所的に磁場を乱すためＴ２＊が短縮される。
【０００５】
またMagnetic Resonance in Medicine 23,37-45(1992) に記載されているように、生体組織内の局所的な血流量や血流速が変化すると磁気共鳴映像装置のある種の撮像法では生体組織の緩和時間（例えばＴ1 等）が見かけ上変化したように観測され、画像コントラストが変化する。
【０００６】
上記性質を利用する事により、例えば光刺激に伴う脳の皮質部にある視覚領域の活性など、生体組織内の細胞活性等の生理機能に起因した酸素濃度の変化や血流の変化を画像化できる事がＰｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．ＵＳＡ８９，５６７５−５６７９（１９９２）等に記載されている。これらの画像化に際して用いられる撮像法は、一般にグラジェントエコー法やエコープラナー法と呼ばれるパルスシーケンスである。
【０００７】
しかし、これらの画像化法によって得られる生体内の生理機能に伴って生ずる信号変化（画像コントラスト変化）は非常に微小である。そのため、この微小な信号変化を検出する方法として、生理機能現象が起こる前後の画像の差分をとる方法や統計的処理を行う方法が従来より用いられている。統計的データ処理法としては、ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅＩｍａｇｉｎｇ１１，４５１−４５９（１９９３）に記載されているｐａｉｒｅｄｔ−検定法を用いた方法がある。差分法を用いる場合には、ＳＮ比の高い画像を得る必要があり、また統計的処理を行う場合には複数の画像が必要とされるため、撮影時間が長くなる。そのために、生体の動きの影響を受けやすい。
【０００８】
また、静磁場分布が不均一な場合には画像歪を生じる事は良く知られているが、特に前記生体の細胞活性などの生理機能現象の検出に用いるＴ２＊コントラストの画像撮像法においては前記画像歪が顕著である。このような画像歪みを、アフィン変換などの方法を用いて補正する方法については、特願平０５−２２７５９号に記載されている。
【０００９】
また、一方において、磁気共鳴映像装置を用いて、視覚などの刺激を与えながら脳の画像化を行ない、刺激の有無による画像コントラストの変化部位が、生理学的に知られている刺激に反応する部位と一致していること、すなわち脳の活性化部位を画像化できることが見いだされた。脳の活性化部位の検出ができる理由として、活動部位ではより多くのエネルギーを必要とするため、この領域に流れ込む血流量とエネルギー交換に係わる毛細血管レベルの付近の酸化血液（deoxyhemoglobin ）量が増加していると考えられている。これら血液の状態の変化はＢＯＬＤ（Blood Oxygen level Dependent）コントラストと呼ばれ、ＥＰＩ（Echo Planar Imaging ）やＴＥ時間の長いＦＥ（Field Echo）など、磁化率（Magnetic Susceptibility ）の変化に敏感なＴ2*強調パルスシーケンスにより検出できる。刺激の有無よるコントラストの変化量をそれぞれのグループ間の差分画像や統計処理などにより、活性化部位として取り出したものが脳機能画像である。
【００１０】
この方法によれば磁気共鳴映像装置を用いることで脳磁気計などに比べると極めて高い空間分解能で脳の活性化部位を求めることが可能で、脳の活動状態を検出できる新たな手段である。血液を自然の造影剤として利用しているため侵襲性が低く、広く普及している磁気共鳴映像装置で容易に画像化が可能であり大きな注目を集めている。
【００１１】
電気生理学的な測定方法と異なり、脳機能画像の活性化部位は血流状態の変化に依存し、刺激後の活性化に秒単位の遅れ時間が存在するため、刺激に対する潜時の測定には向かない。また、コントラストの変化量は刺激量にも依存するが、画像コントラストに比べ０．５〜５％程度と小さい。従って、刺激を与えた画像と与えない画像の差分画像として活性化部位を検出する。しかし、拍動などの影響によるわずかな両画像間のずれを防ぎ、ＳＮＲを向上させるため、時系列的な刺激の有無を繰り返して多数の撮影を行い、加算平均処理や統計処理により活性化部位を抽出している。
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】
上記のように脳機能画像によれば形態情報ではなく脳の活動に伴う活性化部位を画像化することができる。しかしながら、脳機能画像を得るためには脳に対する刺激の有無により画像撮影を繰り返すため、撮影時間が長くなる。また臨床的に脳機能画像を活用するためには形態画像と脳機能画像と関連性の深い血管画像を同時に撮影して三者の間の相関関係を調べる必要があるが、これらの画像を独立に撮影するため全体の撮影時間が長くかかること、さらに独立に撮影した画像間では、画像間演算が位置ズレのために困難になるなどの問題点があった。
【００１３】
また、生体内の生理機能によって生ずる信号変化（画像コントラスト変化）は非常に微小であり、検出するためにはＳＮ比の高い画像や多数の画像が必要である。そのため、撮影時間が長くなり、生体の動きの影響を受け易くなるため、微小な生体内の生理機能によって生ずる信号変化（画像コントラスト化）を検出することが難しい。実際に脳が心拍に同期して大きさや位置が変化する事が、Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ，１８５，６４５−６５１（１９９２）にも記載されているように、よく知られている。
【００１４】
このように、従来の方法では呼吸や心拍等に伴う体動の影響により、生体の細胞活性などの生理機能に起因して生じる信号変化（画像コントラスト変化）を正確に検出する事ができないという問題がある。
【００１５】
この発明はこのような従来の課題を解決するためになされたものであり、被検体内の生理機能に伴う血中酸素濃度や血流の変化を高精度で画像化することができる磁気共鳴映像装置を提供することにある。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、本願発明は、被検体に一様な静磁場を印加する静磁場磁石と、被検体に勾配磁場を印加する勾配磁場手段と、前記被検体に高周波磁場を送信し、前記被検体からの磁気共鳴信号を受信する送受信手段と、前記勾配磁場手段と前記送受信手段を所定のパルスシーケンスに従って制御するパルスシーケンス制御手段と、受信された前記磁気共鳴信号に基づいて被検体の磁気共鳴画像を生成する画像生成手段とを有する磁気共鳴映像装置において、前記被検体の安静時と刺激時の磁気共鳴画像をそれぞれ１枚以上撮影する手段と、前記安静時、刺激時に撮影されたそれぞれの画像から統計処理を用いて体動の影響の少ない有効な画像を選択する選択手段と、選択された前記安静時、刺激時の各画像から刺激により変化した領域、変化量を求める変化量抽出手段と、この変化した領域、変化量を表示する表示手段と、を有することを特徴とする。
【００１７】
【作用】
本願発明によれば、安静時と刺激時との比較を行う際に、１または複数枚撮影される安静時の画像と刺激時の画像の中から有効なものが選択手段により選択され、変化領域、変化量等が求められる。従って、被検体の動き等の影響を受けることなく高精度で被検体内の生理機能情報を画像化することができるようになる。
【００１８】
【実施例】
以下、図面を参照しながらこの発明の第１実施例について説明する。第１実施例によれば、脳機能画像に関わるパルスシーケンス、画像演算処理の２要素を改善することで、撮影時間の短縮と活性化部位の特定が容易になるため、脳機能画像の有用性を高めることができる。
【００１９】
図１にこの実施例の構成図を示す。同図において、静磁場磁石１および勾配磁場域コイル５はシステムコントローラ１４により制御される励磁用電源２および勾配磁場生成コイル用電源によってそれぞれ駆動され、被検体７（例えば人体）に対して一様な静磁場と、注目する所望の断面（スライス面）内の直交する読み出しと位相エンコードの二方向、およびそれに垂直なスライス方向に磁場強度がそれぞれ変化する勾配磁場を印加する。なお本実施例では以後スライス面に直交する方向に印加する勾配磁場をスライス用勾配磁場Ｇｓ、読みだし用勾配Ｇｒ、それと直角方向に印加する勾配磁場を移相エンコード用勾配磁場Ｇｅとして説明する。
【００２０】
被検体７にはシステムコントローラ４２の制御の下で、送信部１０からの高周波信号によりプローブ９から発生される高周波磁場が印加される。本実施例においては、プローブ９を高周波送信のための送信コイルと、被検体７内の各種の原子核に関する磁気共鳴信号を受信する受信コイルとに供用しているが、送信および受信コイルを別々に続けてもよい。
【００２１】
プローブ９により受信された磁気共鳴信号（エコー信号）は、受信部１１で増幅および検波された後、システムコントローラ１４の制御の下でデータ収集部１２に送られる。データ収集部１２では、受信部１１を介して取り出された磁気共鳴信号をシステムコントローラ１４の制御の下で収集し、それをＡ／Ｄ変換した後データ処理部１７に送る。
【００２２】
データ処理部１７は電子計算機１３により制御され、データ収集部１２から入力されたエコー信号についてフーリエ変換によって画像再構成処理を行い、画像データを得る。また電子計算機１３はシステムコントローラ１４の制御も行う。データ処理部１７により得られた画像データは画像表示装置１６に供給され画像表示される。電子計算機１３及び画像表示装置１６はコンソール１５により制御される。画像表示装置１６は電子計算機１３に制御されるが複数の原画像を独立に表示可能な複数の画像メモリを有し、重ね合わせ表示が可能である。
【００２３】
血管画像の取得方法としては、よく知られているようにシーケンス繰り返し時間ＴＲを短縮し、Ｔ１飽和効果で脳実質部の信号を低減し、血流成分からの信号とのコントラストを得るＴＯＦ（ＴｉｍｅｏｆＦｌｉｇｈｔ）法とフローエンコードパルスを加えたパルスシーケンスによる画像と加えないパルスシーケンスの画像の位相での減算により位相変化量にマッピングされた流れ成分を画像化する位相シフト法がある。位相シフト法では、流れの方向によりフローエンコードパルスを印加するので、流れの方向が３次元的に交錯する脳実質部では３軸すべてに、フローリフェーズとフローディフェーズの合わせて６種類のパルスシーケンスが必要なため撮像時間が増加し、パルスシーケンスも複雑となる。一方この方式の利点としては実質部から大きな信号量を取り出しても位相の変化しない部分として打ち消せるため２番目以降のエコー信号を大きく設定し、形態画像や磁場不均一性の変化が強調された画像を高いＳＮＲで収集できる。
【００２４】
以下に、本実施例に関わるパルスシーケンスの実現方法についての説明を行う。図２にこの実施例における３画像同時収集を行うパルスシーケンスの一例を示す。同図において、まず、ＲＦパルス２１とスライス勾配磁場２２を印加し、被検体をスライス方向に選択励起する。その後、読み出し勾配磁場のスイッチング２３，２４，２５により順次フィールドエコー２８，２９，３０を発生させる。まず血管画像用にはフローアーチファクトの影響の少ない第一エコーを用いＴＯＦもしくは位相シフト法を適用する。また、モーションアーチファクトを抑止するための補正用読み出し勾配磁場３１を印加する。Ｔ２＊コントラストを得るための長い横緩和時間が得られる第３エコーにより磁場不均一性の変化を強調する画像を求める。形態画像には第３エコーを収集するまでの空き時間を利用した第２エコーを用いる。それぞれのフィールドエコーは、適当な画像帯域幅を得るために勾配磁場強度を変化させる。第１エコーはＲＦパルス２１により励起された血流信号が流れにより分散するのを防ぐため、ＴＥを短縮する。これにより、読み出し勾配磁場強度２３は大きくなり、対応するデータ収集時間も短くＳＮＲも低下する。第３エコーは読み出し勾配磁場２５を印加中にもＴ２＊緩和効果を得るために長いデータ収集時間を設定し、高いＳＮＲでの信号収集を行う。これにより、ＴＥ時間延長による信号低下分を補うことが可能である。第２エコーはちょうどこれら両者の中間に当たる。第３エコーが最適化出来る範囲でデータ収集時間を長くすることで第１エコーよりも良好なＳＮＲを得ることが可能である。最後に位相エンコード勾配磁場２６を印加することでそれぞれのフィールドエコーから画像データを別個に収集可能である。
【００２５】
上記パルスシーケンスに、各エコーの分解能を選択する機能を付加したものを図３に示す。まず面内の分解能を変更方法について説明する。読み出し方向の分解能については、勾配磁場強度とサンプリングで定まるため、サンプリングを固定して各エコーにかかる勾配磁場強度を変化させれば分解能を変化させることができる。たとえば、読み出し勾配磁場強度３８を２倍にすれば、形態情報の分解能を２倍（マトリックスサイズが同一ならば画像化領域は１／２）にすることができる。この分解能の制御によりＳＮＲの最適化を行うことができる。次に、位相エンコード方向の分解能を制御することでＳＮＲを最適化する他に、位相エンコードステップ数を減らすことでデータ収集時間を短縮することができる。たとえば、画像化領域を揃え、第１エコーに対し第２エコーを２倍の分解能で撮影するためには、（第２エコーのエンコード方向のマトリックスサイズを第１エコーの倍にとる）位相エンコード勾配磁場３５と同じように位相エンコード勾配磁場３６を変化させ、合計した積分量が２倍となればよい。また、画像化領域をそろえたまま第３エコーの分解能を第２エコーの半分にする場合（マトリックス数を半分に制限）、位相エンコード勾配磁場３７に、位相エンコード勾配磁場３５の変化ステップの逆方向に（３５が負からスタートして正に向かう場合には正）画像化領域の１／２に相当する位相エンコード積分量を設定する。位相エンコードステップ３５がちょうど零のとき、１画像分のデータ収集が終了する。次の１画面分のデータ収集については位相エンコード勾配磁場３７に前記と逆方向のオフセット位相エンコード量を設定すれば良い。
【００２６】
スライス方向の分解能を変更する場合には３次元フーリエ法を用いて、スライスエンコード勾配磁場３２，３３，３４に対し上記位相エンコード勾配磁場強度３５，３６，３７と同様な制御を行う。
【００２７】
上記パルスシーケンスは、分解能を変化させることで各コントラストに最適なＳＮＲと時間分解能を設定可能であるが、スライス方向の画像化範囲を選択することができない。脳機能画像が目的とする頭表部からの信号を収集するためには、形態画像や血管画像のスライス方向の画像化範囲に比べ、画像化範囲を狭めることで、時間分解能を向上させることでトータルの信号収集時間を短縮することができる。
【００２８】
図４に、スライス方向の撮像範囲を狭めるパルスシーケンスの一例を示す。このパルスシーケンスでは、第１エコーと第２エコーについてはスライスエンコードを加えた３次元フーリエ法が前提となる。励起ＲＦパルス３９に加え、リフォーカス（１８０°）ＲＦパルス４０を印加する。このときのスライス勾配磁場強度４２を励起ＲＦパルスにかかる部分３９に比べ、大きくすることでリフォーカスＲＦパルスのスライス幅を狭くできる。また、図５に示すように、オフセット周波数を適当に制御することでリフォーカスを行うスライス位置を励起ＲＦパルスに対してずらすことができる。スライス幅と中心位置が自由に制御できるため、スライスエンコード勾配磁場４３を変化させながら３次元フーリエ法により画像化を行っても良いし、スライス勾配磁場４２を強くして、２次元フーリエ法による画像化を行い、スライス方向の画像化範囲については、ライセンス位置毎にリフォーカスＲＦパルスのみオフセット周波数制御を変化させて一画面分の位相エンコードデータをまとめて収集するシーケンシャルマルチスライス法を適用しても良い。また、第２エコーまでは図３と同様な制御を行うが、第３エコーについては、Ｔ２＊画像を得るために、励起ＲＦパルスとリフォーカスＲＦパルスまでの時間τとリフォーカスＲＦパルスからエコーまでの時間τ’を大きくアンバランスさせる。この場合、読み出し勾配磁場４５に対してエコーを非対称に生成するため、再構成の場合にはハーフフーリエ法などを適用する必要がある。また、位相エンコード勾配磁場制御については、高速ＳＥ法などと同様にリフォーカスＲＦパルス４０の印加される部分での位相エンコード方向の積分値が零になるように、巻き戻し制御４４が必要となる。３次元フーリエ法を用いる場合には、スライスエンコード量についても、リフォーカスＲＦパルス４０を印加する直前で巻き戻し制御を行う。
【００２９】
上記３例のパルスケースは、各励起ごとに１ラインの位相エンコード、スライスエンコードを行っているが、同様のイメージングを図６乃至図８に示すように読み出し勾配磁場のスイッチングをそれぞれのセグメント内で繰り返し、フィールドエコーを多数収集することによるデータ収集（ＥＰＩもしくはＩｎｔｅｒｌｅａｖｅＥＰＩ）を適用することも可能である。
【００３０】
表１に上記パルスシーケンスを用いた場合の、各画像の画像化部位とスライス厚などの条件例を示す。
【００３１】
【表１】

スライスエンコード数、位相エンコード数、平均加算回数などを少なくすることで、Ｔ２＊画像収集の時間分解能を向上させることができる。この時間分解能を利用して、図９，図１０に示すように時系列的に連続してＴ２＊画像を収集して、その後データ処理を行って脳機能活動部位の抽出を行う。一方、血管画像と形態画像については脳機能の刺激により変化を受けないと考えられるので、上記全収集時間で１セットのデータを得る。本実施例では、形態画像については空間分解能を向上させて撮影を行い、ＳＮＲが不十分な血管画像については平均加算処理によりＳＮＲを向上させた撮影を行っている。上記撮影条件は、一例であり、時間分解能と空間分解能とＳＮＲの最適化により画像化範囲、マトリックスサイズなどを変化させることができる。
【００３２】
次に、本実施例に係わる画像表示方法について説明を行う。上記各パルスシーケンスではＳＮＲとデータ収集時間を最適化するために、分解能を変化させるため、重ね合わせ表示や画像間演算を行う血管画像と形態画像と脳機能画像の読みだし方向、位相エンコード方向、スライス方向のそれぞれからなるボクセルサイズが異なる。パルスシーケンスによりボクセルそれぞれの方向のサイズを整数倍にとれば、重ね合わせが容易である。例えば、血管画像と形態画像において読みだし方向については両者のサイズを同一とし、位相エンコード方向とスライス方向については血管画像のサイズを２倍とすることでボクセル単位の画像値のコピーだけでマトリックスサイズを拡張し、重ね合わせ表示や画像間演算が可能となる。また、それぞれの方向のサイズが整数倍をとれない場合には、再構成に先だってサイズ合わせを行う方向に収集データの零づめを行い、再構成画像のマトリックスサイズが整数倍となるように、再構成によるフーリエ補間を利用すればよい。
【００３３】
脳機能画像の作成方法としては刺激を加えた画像データと刺激を加えなかった参照画像データの加算平均処理を行った後、それらの間の単純な減算を行うほかに、画像間の位置ズレなどによる影響を小さくするため、刺激を与えた画像グループと刺激を与えない画像グループの間で、ｔ検定やｘ検定による有為な信号差を抽出することができる。脳機能画像の場合脳表面に信号領域が集中し、ケミカルシフトによる位置ズレや形態画像との分解能の違いなどの理由でデータ処理後のボクセルの一部が脳表面からはみ出して観測される場合がある。これらの脳表面からはみ出す部分を補正するために、画像間の位置ずれ補正として特願平０５−２２７５２９号に記載の位置ずれ補正技術などを用いる。さらに、残る部分については形態画像を利用してマスクにより削除したり、重み付けを小さくすることが可能である。
【００３４】
重ね合わせ画像の表示の際用いることのできる手段の一つとして、脳機能画像と血管画像のそれぞれでの正規化を行う。正規化のアルゴリズムとしては、最大値、血管部位の抽出を行った後のピクセル平均値などがある。正規化の後で、両者の差分画像を生成する。適当な正規化パラメータを選択すれば、脳機能画像に含まれる静脈血管部の信号を打ち消し、皮質部からの信号のみを取り出すことが可能である。この処理方法はグレースケールのみの表示機構しか持たない装置では特に有効である。
【００３５】
フルカラーを利用できる表示機能を持つ装置では形態情報画像と血管画像と脳機能画像のそれぞれ独立の色相の濃淡表示を割り当て、さらに２者もしくは３者が重なりあう領域ではさらに別の色相を割り当てることで重なり部分とそれらの比率を適当に表示可能である。この場合でも濃淡決定の際のダイナミックレンジを確保するために表示に先だって正規化処理を行っておくことが有効である。
【００３６】
次に、本発明の第２実施例について説明する。図１１は第２実施例に係る磁気共鳴映像装置の構成を示すブロック図であり、刺激装置１８が新たに設けられている点、データ処理部１７が省略されている点で図１に示した実施例と異なっている。
【００３７】
刺激装置１８は、システムコントローラ１４の制御下で動作され、被検体７に光や音等の刺激を与えるものである。
【００３８】
図１２と図１３は本発明の第２実施例に係る被検体内の生理機能画像化のためのパルスである。図中のＲＦは高周波磁場、Ｇｓ、Ｇｒ、Ｇｅはスライス用、読み出し用および位相エンコード用の各勾配磁場、ＳＩＧ／ＡＤＣは磁気共鳴映像信号とデータ収集のタイミングをそれぞれ示す。Ｇｓは被検体７内の所望の領域を励起するための勾配磁場、Ｇｒは磁気共鳴信号を読み出すための勾配磁場、Ｇｅは位置情報を磁気共鳴信号の位相情報にエンコードするための勾配磁場である。
【００３９】
図１２においては、はじめに高周波磁場パルスとスライス用勾配磁場を印加して所望の領域を励起し、自由誘導減衰ＮＭＲ信号を発生させる。続いて読み出し用勾配磁場と位相エンコード用勾配磁場を印加し、その時発生するエコーｅｃｈｏを収集する。そして、位相エンコード用勾配磁場の印加量を順次変えて、前記パルスシーケンスを繰り返し時間ＴＲで繰り返し実行する。生理機能を画像化のための典型的な条件は、繰り返し時間ＴＲが５０〜１００ミリ秒、エコー時間（高周波磁場パルスの中心からデータを配列した際に中心となるデータまでの時間間隔）ＴＥが３０〜７０ミリ秒である。また、高周波磁場パルスによるスピンの励起角は１０〜４０°である。
【００４０】
図１３においては、はじめに高周波磁場パルスとスライス用勾配磁場を印加して所望の領域を励起し、自由誘導減衰ＮＭＲを発生させる。続いて読みだし用勾配磁場を正負交互にスイッチングして複数のエコー信号を発生し、その各々のエコー信号毎に位相エンコード用勾配磁場を印加する。そして、この時発生する複数のエコー信号ｅｃｈｏをそれぞれ収集する。この場合には、１回のスピンの励起で１画像分のデータを得ることができる。生理機能を画像化のための典型的な条件は、エコー時間（高周波磁場パルスの中心からデータを２次元配列した際に原点となるデータまでの時間間隔）ＴＥが５０〜７０ミリ秒である。
【００４１】
図１２あるいは図１３のパルスシーケンスを実施して得られたデータは、適当な前処理をした後に、複素フーリエ変換して画像を生成する。このようにして得られる画像はＴ２＊コントラストの画像であり、前記したように刺激や負荷に反応して脳細胞の特定部位が活性化され組織内酸素濃度や局所血流が変化することにより生じる活性化部位とその近傍での帯磁率変化に伴うＴ２＊コントラスト変化を捕えることができる。また、前記パルスシーケンスの条件によっては、前記刺激や負荷に反応した血流変化自体に伴うコントラスト変化を捕えることもできる。
【００４２】
以下、本発明の第２実施例に係わる被検体内の生理機能情報を画像化する手段の実施例を説明する。前記したようなパルスシーケンスを用いて、例えば前記刺激装置１８から何らかの刺激（例えば光や音など）や負荷を与えている時と安静時の頭部画像を撮影する。例えば、図１４に示すように、安静時の撮影をｐ回行い、次に何らかの刺激／負荷を与えている時の撮影をｑ回行う。更に、同様な撮影を繰り返し実施し、安静時の画像をＰ枚、刺激や負荷を与えたときの画像をＱ枚得る。
【００４３】
次に、刺激や負荷に対する活性化部位を検出するためのデータ処理の手順を図１５に示す。はじめに、安静時の画像と刺激や負荷時の画像全てに対して、生体の信号を含む領域と雑音だけの領域を識別するためにしきい値処理を行う。そして、これ以降の処理は生体の信号を含む領域のデータ（有効なピクセル）のみを対象とする。これにより、データ処理時間を短縮することがてき、更に不要な信号変化の誤検出も少なくすることができる。
【００４４】
次に、安静時の画像Ｐ枚と刺激／負荷時の画像Ｑ枚の有効なピクセルについて、それぞれｔ検定を行い、有効なデータを選択する。一般に、自由度ｎのｔ分布は次の（１）式で定義される。
【００４５】
【数１】

本実施例のｔ検定処理おいては、まず（１）式で定義されるｔ分布からデータ数Ｐ’とＱ’（自由度）、有意水準αのｔ値ｔＰ’（α）とｔＱ’（α）を算出する。但し、Ｐ’とＱ’は、前記画像データのしきい値処理後の有効データ数である。また、典型的なαの値は、０．００１〜０．００５である。
【００４６】
次に、各母集団（安静時の画像集団と刺激／負荷時の画像集団）の有効なピクセル毎に前記有効データについて、次の（２）〜（４）式で定義されるｔ値Ｔ
【外１】

【数２】

但し、ｘi は各ピクセルでの有効データ値であり、Ｎは各有効なピクセル毎の有効データの数である。
【００４７】
そして、前記算出した値から次の（５），（６）式を満たすデータを選択し、新たな有効データとする。本処理により、前記画像データを収集した際に一部体動等の影響で良好な結果が得られなかった画像データを除去することができる。ここで、新たに選ばれた有効データ数を、それぞれＰ″Ｑ″とする。
【００４８】
【数３】

次に前記処理によって選択された安静時と刺激／負荷時の有効データに対して、ｐａｉｒｅｄｔ検定を行う。はじめに、各有効なピクセル毎に数１で定義されるｔ分布からデータ数Ｐ″またはＱ″のどちらか小さい値に対する有意水準αのｔ値ｔ″（α）を算出する。
【外２】

求める。この時使用するデータは、安静時と刺激／負荷時の有効データの数Ｐ″とＱ″の小さい数のデータについて算出する。この時のデータの組み合わせの選択法は、撮影した時間の最も近い画像データを組み合わせる等、場合に応じて適宜決めることができる。
【００４９】
【数４】

次に算出した値から（８）式をもたらすピクセルを選択し、その部位を活性化領域とする。
【００５０】
【数５】

この様にして得られた活性化部位は、同一部位を撮影した形態画像や血管画像と重ね合わせて表示する。この時、形態画像を白黒階調、血管画像を赤色、活性化部位を黄色や青のカラー階調といった具合に、色分けして表示すると情報の識別が容易になる。この際、活性化部位のコントラスト情報は前記算出したｔ値、前記有効なデータの加算平均値、あるいは信号値に対する変化量を正規化するなど、場合に応じて適当な方法を選択する。
【００５１】
本発明は、上記以外にも主旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施する事が可
【外３】

施例において用いた（７）式の代わりに次の（９）式を用いることも可能である。
【００５２】
【数６】

更に、第２実施例は基本的には前記一連の処理を実施するものであるが、前記処理の一部のみを実施するなど、種々変形して適用することも可能である。また、本実施例は脳などの頭部領域以外、例えば肝臓などの腹部領域等にも同様に適用する事ができる。
【００５３】
【発明の効果】
この発明によれば、被検体の動き等の影響を受けることなく高精度で被検体内の生理機能情報を画像化する事ができるため、生体機能の解明や、疾病の診断に有用な情報を情報を非侵襲的に得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１実施例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】血管画像と形態画像と磁場不均一性強調画像とを同時に収集するパルスシーケンス図である。
【図３】ボクセル分解能を収集データで変化させる３画像同時収集パルスシーケンス図である。
【図４】スライス方向画像化範囲を可変にする３画像同時収集パルスシーケンス図である。
【図５】リフォーカスのスライス位置を変更する様子を示す説明図である。
【図６】血管画像と形態画像と磁場不均一性強調画像とを同時に収集するパルスシーケンス図の変形例である。
【図７】ボクセル分解能を収集データで変化させる３画像同時収集パルスシーケンス図の変形例である。
【図８】スライス方向画像化範囲を可変にする３画像同時収集パルスシーケンス図の変形例である。
【図９】脳機能刺激のオン，オフを示すタイミングチャートである。
【図１０】画像収集の時間分解能を示す説明図である。
【図１１】本発明の第２実施例に関わる磁気共鳴映像装置の構成を示すブロック図である。
【図１２】第２実施例に関わるフィールドエコー法のパルスシーケンスを示す図である。
【図１３】第２実施例に関わるエコープラナー法のパルスシーケンスを示す図である。
【図１４】第２実施例に関わる撮影の手順を示す図である。
【図１５】第２実施例に関わるデータ処理の手順を示すフローチャートである。
【符号の説明】
１静磁場磁石２励磁用電源
３静磁場均一性調整コイル４静磁場均一性調整コイル用電源
５勾配磁場生成コイル６勾配磁場生成コイル用電源
７被検体８寝台
９プローブ１０送信部
１１受信部１２システムコントローラ
１３データ収集部１４電子計算機
１５コンソール１６画像ディスプレイ
１７データ処理部１８刺激装置[0001]
[Industrial application fields]
The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus, and more particularly to a magnetic resonance imaging apparatus that images physiological function information in a subject with high accuracy.
[0002]
[Prior art]
As is well known, magnetic resonance imaging resonates the energy of a high-frequency magnetic field that rotates at a specific frequency when a group of nuclear spins with a specific magnetic moment is placed in a uniform static magnetic field. This is a technique for visualizing chemical and physical microscopic information of a substance by utilizing the phenomenon that is absorbed in water.
[0003]
In this magnetic resonance imaging method, a contrast image (hereinafter referred to as T1 image) in which the longitudinal relaxation time T1 of nuclear spin is emphasized, a contrast image (hereinafter referred to as T2 image) in which the transverse relaxation time T2 of nuclear spin is enhanced, and the density distribution of nuclear spins. Contrast with emphasis on the parameter T2 * reflecting the abrupt phase change of the nuclear spin due to the transverse relaxation time T2 of the nuclear spin and the microscopic magnetic field inhomogeneity in the voxel Images with various contrasts (hereinafter referred to as T2 * images) can be obtained.
[0004]
On the other hand, as described in Magnetic Resonance in Medicine 14, 68-78 (1990), in-vivo blood hemoglobin is diamagnetic and abundant in venous blood. Reduced hemoglobin is known to exhibit paramagnetism. As described in Magnetic Resonance in Medicine 24, 375-383 (1992), oxyhemoglobin, which is a diamagnetic substance, does not disturb the local magnetic field so much (magnetic susceptibility difference with living tissue 0.02 ppm). Reduced hemoglobin, which is a paramagnetic substance, has a large magnetic susceptibility difference with surrounding tissues (magnetic susceptibility difference with living tissue 0.15 ppm) and locally disturbs the magnetic field, thereby shortening T2 *.
[0005]
In addition, as described in Magnetic Resonance in Medicine 23, 37-45 (1992), when a local blood flow rate or blood flow rate in a living tissue changes, a certain kind of imaging method of a magnetic resonance imaging apparatus does not detect the living tissue. The relaxation time (for example, T1) is observed as if it appears to change, and the image contrast changes.
[0006]
By using the above properties, changes in oxygen concentration and blood flow caused by physiological functions such as cellular activity in living tissue, such as the activity of the visual area in the cortex of the brain due to light stimulation, can be imaged. Proc. Natl. Acad. Sci. USA 89, 5675-5679 (1992) and the like. The imaging method used for the imaging is a pulse sequence generally called a gradient echo method or an echo planer method.
[0007]
However, the signal change (image contrast change) caused by the physiological functions in the living body obtained by these imaging methods is very small. Therefore, as a method for detecting this minute signal change, a method for obtaining a difference between images before and after a physiological function phenomenon and a method for performing statistical processing are conventionally used. As a statistical data processing method, there is a method using a paired t-test method described in Magnetic Resonance Imaging 11, 451-459 (1993). When the difference method is used, it is necessary to obtain an image with a high S / N ratio, and when a statistical process is performed, a plurality of images are required. Therefore, it is easily affected by the movement of the living body.
[0008]
In addition, although it is well known that image distortion occurs when the static magnetic field distribution is non-uniform, particularly in the T2 * contrast imaging method used for detecting physiological function phenomena such as cellular activity of the living body. Image distortion is remarkable. A method for correcting such image distortion using a method such as affine transformation is described in Japanese Patent Application No. 05-22759.
[0009]
On the other hand, a part that changes the image contrast due to the presence or absence of a stimulus reacts to a physiologically known stimulus by imaging the brain while giving a stimulus such as vision using a magnetic resonance imaging apparatus. It was found that it is consistent with the above, that is, the activated site of the brain can be imaged. The reason why the active site of the brain can be detected is that more energy is required in the active site, so the amount of blood flowing into this region and the amount of oxidized blood (deoxyhemoglobin) near the capillary level related to energy exchange increase. It is believed that These changes in blood state are called BOLD (Blood Oxygen level Dependent) contrast, and T2 * is sensitive to changes in magnetic susceptibility, such as EPI (Echo Planar Imaging) and FE (Field Echo) with a long TE time. It can be detected by an enhanced pulse sequence. A brain function image is obtained by extracting the amount of change in contrast due to the presence or absence of a stimulus as an activated region by using a difference image between each group or statistical processing.
[0010]
According to this method, it is possible to obtain an active part of the brain with extremely high spatial resolution by using a magnetic resonance imaging apparatus as compared with a brain magnetometer or the like, which is a new means for detecting the activity state of the brain. Since blood is used as a natural contrast agent, it has low invasiveness and can be easily imaged by a widely used magnetic resonance imaging apparatus, and has attracted much attention.
[0011]
Unlike the electrophysiological measurement method, the activation site of the brain function image depends on the change in the blood flow state, and there is a delay time in seconds for the activation after stimulation. Not suitable. The amount of change in contrast depends on the amount of stimulation, but is as small as about 0.5 to 5% compared to the image contrast. Therefore, the activated part is detected as a difference image between the image with and without the stimulus. However, in order to prevent slight deviation between both images due to the influence of pulsation and improve SNR, a large number of images are taken by repeating the presence / absence of time-series stimulation, and the activated region is obtained by addition averaging processing or statistical processing. Is extracted.
[0012]
[Problems to be solved by the invention]
As described above, according to the brain function image, not the morphological information but the activated site accompanying the brain activity can be imaged. However, in order to obtain a brain function image, the image capturing is repeated depending on the presence or absence of a stimulus to the brain, so the imaging time becomes long. In addition, in order to utilize brain function images clinically, it is necessary to examine the correlation between the three by simultaneously taking vascular images that are closely related to morphological images and brain function images. Therefore, there is a problem that it takes a long time to shoot the whole image and that it becomes difficult to calculate between images due to misalignment between images taken independently.
[0013]
Further, signal changes (image contrast changes) caused by physiological functions in the living body are very small, and an image with a high S / N ratio and a large number of images are necessary for detection. For this reason, the photographing time becomes long and it is easy to be influenced by the movement of the living body, so that it is difficult to detect a signal change (image contrast) caused by a minute physiological function in the living body. It is well known that the size and position of the brain actually change in synchronization with the heartbeat, as described in Radiology, 185, 645-651 (1992).
[0014]
As described above, the conventional method cannot accurately detect a signal change (image contrast change) caused by a physiological function such as a cellular activity of a living body due to an influence of body movement associated with breathing or heartbeat. There is.
[0015]
The present invention has been made to solve such a conventional problem, and can provide a high-accuracy imaging of a change in blood oxygen concentration and blood flow accompanying a physiological function in a subject. To provide an apparatus.
[0016]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, the present invention provides a static magnetic field magnet for applying a uniform static magnetic field to a subject, a gradient magnetic field means for applying a gradient magnetic field to the subject, and a high-frequency magnetic field to the subject, Transmission / reception means for receiving a magnetic resonance signal from the subject, pulse sequence control means for controlling the gradient magnetic field means and the transmission / reception means in accordance with a predetermined pulse sequence, and the subject's based on the received magnetic resonance signal In a magnetic resonance imaging apparatus having an image generating means for generating a magnetic resonance image, the means for taking one or more magnetic resonance images of the subject at rest and at the time of stimulation, and the images taken at the time of rest and at the time of stimulation Using statistical processing from each image Less affected by body movement Effectiveness Images A selection means for selecting, a region that has changed due to the stimulus from each of the selected images at rest and stimulus, a change amount extraction means for obtaining a change amount, a display means for displaying the changed region and the change amount, It is characterized by having.
[0017]
[Action]
According to the present invention, when comparing between resting and stimulating, an effective one is selected from the resting image and the stimulating image captured by one or a plurality of images, and the change region is selected. The amount of change is required. Therefore, the physiological function information in the subject can be imaged with high accuracy without being affected by the movement of the subject.
[0018]
【Example】
A first embodiment of the present invention will be described below with reference to the drawings. According to the first embodiment, the improvement of the two elements of the pulse sequence related to the brain function image and the image calculation process makes it possible to shorten the imaging time and to easily identify the activated part. Can be increased.
[0019]
FIG. 1 shows a configuration diagram of this embodiment. In the figure, a static magnetic field magnet 1 and a gradient magnetic field region coil 5 are respectively driven by an excitation power source 2 and a gradient magnetic field generating coil power source controlled by a system controller 14, and are uniform with respect to a subject 7 (for example, a human body). A gradient magnetic field in which the magnetic field strength changes in two directions of orthogonal readout and phase encoding in a desired cross section (slice plane) of interest and a slice direction perpendicular thereto is applied. In this embodiment, the gradient magnetic field applied in the direction orthogonal to the slice plane will be described as the slicing gradient magnetic field Gs, the reading gradient Gr, and the gradient magnetic field applied in the direction perpendicular thereto will be described as the phase shift encoding gradient magnetic field Ge.
[0020]
A high frequency magnetic field generated from the probe 9 by a high frequency signal from the transmission unit 10 is applied to the subject 7 under the control of the system controller 42. In this embodiment, the probe 9 is used for a transmission coil for high-frequency transmission and a reception coil for receiving magnetic resonance signals related to various nuclei in the subject 7, but the transmission and reception coils are separately provided. You may continue.
[0021]
The magnetic resonance signal (echo signal) received by the probe 9 is amplified and detected by the receiving unit 11 and then sent to the data collecting unit 12 under the control of the system controller 14. The data collection unit 12 collects the magnetic resonance signals extracted via the reception unit 11 under the control of the system controller 14, performs A / D conversion, and sends the collected signals to the data processing unit 17.
[0022]
The data processing unit 17 is controlled by the electronic computer 13 and performs image reconstruction processing on the echo signal input from the data collecting unit 12 by Fourier transform to obtain image data. The electronic computer 13 also controls the system controller 14. The image data obtained by the data processing unit 17 is supplied to the image display device 16 and displayed. The electronic computer 13 and the image display device 16 are controlled by the console 15. The image display device 16 is controlled by the electronic computer 13, but has a plurality of image memories capable of independently displaying a plurality of original images, and can be displayed in a superimposed manner.
[0023]
As a blood vessel image acquisition method, TOF (Time) that shortens the sequence repetition time TR, reduces the signal of the brain parenchyma by the T1 saturation effect, and obtains the contrast with the signal from the blood flow component, as is well known. of Flight) and a phase shift method of imaging a flow component mapped to a phase change amount by subtraction at the phase of an image of a pulse sequence to which a flow encode pulse is added and an image of a pulse sequence not to be added. In the phase shift method, the flow encode pulse is applied according to the flow direction, so in the brain parenchyma where the flow directions intersect three-dimensionally, there are six types of pulse sequences, including flow rephase and flow dephase. Therefore, the imaging time increases and the pulse sequence becomes complicated. On the other hand, as an advantage of this method, even if a large amount of signal is extracted from the substantial part, it can be canceled as a part where the phase does not change. Images can be collected with high SNR.
[0024]
Hereinafter, a method for realizing the pulse sequence according to the present embodiment will be described. FIG. 2 shows an example of a pulse sequence for simultaneously collecting three images in this embodiment. In the figure, first, an RF pulse 21 and a slice gradient magnetic field 22 are applied to selectively excite the subject in the slice direction. Thereafter, field echoes 28, 29, and 30 are sequentially generated by the switching 23, 24, and 25 of the read gradient magnetic field. First, for a blood vessel image, the TOF or phase shift method is applied using a first echo that is less affected by flow artifacts. Further, a correction readout gradient magnetic field 31 for suppressing motion artifact is applied. An image that emphasizes the change in magnetic field inhomogeneity is obtained by a third echo that provides a long transverse relaxation time for obtaining T2 * contrast. For the morphological image, the second echo using the free time until the third echo is collected is used. Each field echo changes the gradient field strength to obtain the appropriate image bandwidth. The first echo shortens TE in order to prevent the blood flow signal excited by the RF pulse 21 from being dispersed by the flow. As a result, the read gradient magnetic field strength 23 is increased, the corresponding data collection time is shortened, and the SNR is also lowered. The third echo sets a long data acquisition time in order to obtain a T2 * relaxation effect even while the readout gradient magnetic field 25 is applied, and performs signal acquisition at a high SNR. Thereby, it is possible to compensate for the signal drop due to the TE time extension. The second echo is exactly between these two. It is possible to obtain a better SNR than the first echo by lengthening the data collection time within a range where the third echo can be optimized. Finally, by applying the phase encoding gradient magnetic field 26, image data can be separately collected from each field echo.
[0025]
FIG. 3 shows the pulse sequence added with a function for selecting the resolution of each echo. First, a method for changing the in-plane resolution will be described. Since the resolution in the readout direction is determined by the gradient magnetic field strength and sampling, the resolution can be changed by fixing the sampling and changing the gradient magnetic field strength applied to each echo. For example, if the readout gradient magnetic field strength 38 is doubled, the resolution of the morphological information can be doubled (if the matrix size is the same, the imaging region is ½). The SNR can be optimized by controlling the resolution. Next, in addition to optimizing the SNR by controlling the resolution in the phase encoding direction, the data collection time can be shortened by reducing the number of phase encoding steps. For example, in order to align the imaging region and capture the second echo with a resolution twice that of the first echo, the phase encode gradient (takes the matrix size in the encoding direction of the second echo twice that of the first echo). The phase encode gradient magnetic field 36 is changed in the same manner as the magnetic field 35, and the total integration amount may be doubled. In addition, when the resolution of the third echo is halved with respect to the second echo while keeping the imaging regions aligned (the number of matrices is limited to half), the phase encode gradient magnetic field 37 is changed in the reverse direction of the change step of the phase encode gradient magnetic field 35. (A positive value when 35 starts from negative and goes positive) is set to a phase encoding integration amount corresponding to 1/2 of the imaging region. When the phase encoding step 35 is exactly zero, data collection for one image is completed. For data collection for the next one screen, an offset phase encoding amount in the opposite direction to the phase encoding gradient magnetic field 37 may be set.
[0026]
When changing the resolution in the slice direction, the same control as the phase encode gradient

magnetic field strengths

35, 36, and 37 is performed on the slice encode gradient

magnetic fields

32, 33, and 34 using a three-dimensional Fourier method.
[0027]
In the above pulse sequence, the SNR and time resolution optimum for each contrast can be set by changing the resolution, but the imaging range in the slice direction cannot be selected. In order to collect the signals from the head and head of the brain function image, the time resolution can be improved by narrowing the imaging range compared to the imaging range in the slice direction of the morphological image or blood vessel image. Total signal acquisition time can be reduced.
[0028]
FIG. 4 shows an example of a pulse sequence that narrows the imaging range in the slice direction. In this pulse sequence, the first echo and the second echo are premised on a three-dimensional Fourier method to which slice encoding is added. In addition to the excitation RF pulse 39, a refocus (180 °) RF pulse 40 is applied. The slice width of the refocus RF pulse can be narrowed by increasing the slice gradient magnetic field strength 42 at this time as compared with the portion 39 applied to the excitation RF pulse. Further, as shown in FIG. 5, the slice position where refocusing is performed can be shifted with respect to the excitation RF pulse by appropriately controlling the offset frequency. Since the slice width and the center position can be freely controlled, imaging may be performed by the three-dimensional Fourier method while changing the slice encode gradient magnetic field 43, or the image by the two-dimensional Fourier method by strengthening the slice gradient magnetic field 42. For the imaging range in the slice direction, the sequential multi-slice method that collects the phase-encoded data for one screen by changing the offset frequency control only for the refocus RF pulse for each license position can be applied. good. In addition, the same control as in FIG. 3 is performed until the second echo, but the third echo is echoed from the time τ between the excitation RF pulse and the refocus RF pulse and the refocus RF pulse in order to obtain a T2 * image. The time τ ′ until is greatly unbalanced. In this case, since an echo is generated asymmetrically with respect to the readout gradient magnetic field 45, it is necessary to apply a half Fourier method or the like in the case of reconstruction. Further, with respect to the phase encoding gradient magnetic field control, the rewinding control 44 is necessary so that the integral value in the phase encoding direction at the portion to which the refocus RF pulse 40 is applied becomes zero as in the high-speed SE method. . When the three-dimensional Fourier method is used, the rewinding control is performed on the slice encoding amount immediately before the refocus RF pulse 40 is applied.
[0029]
In the pulse cases of the above three examples, one line of phase encoding and slice encoding is performed for each excitation, but the same imaging is performed in each segment by switching the readout gradient magnetic field as shown in FIGS. It is also possible to apply data collection (EPI or Interleave EPI) by repeatedly collecting many field echoes.
[0030]
Table 1 shows an example of conditions such as the imaging part and slice thickness of each image when the pulse sequence is used.
[0031]
[Table 1]

By reducing the number of slice encodes, the number of phase encodes, the number of average additions, etc., the time resolution of T2 * image acquisition can be improved. Utilizing this time resolution, T2 * images are collected continuously in time series as shown in FIGS. 9 and 10, and then data processing is performed to extract brain functional activity sites. On the other hand, since it is considered that the blood vessel image and the morphological image are not changed by the stimulation of the brain function, one set of data is obtained in the entire acquisition time. In this embodiment, the morphological image is imaged with an improved spatial resolution, and the blood vessel image with an insufficient SNR is imaged with the SNR improved by an average addition process. The above imaging conditions are an example, and the imaging range, matrix size, and the like can be changed by optimizing temporal resolution, spatial resolution, and SNR.
[0032]
Next, an image display method according to the present embodiment will be described. In each of the above pulse sequences, in order to change the resolution in order to optimize the SNR and the data acquisition time, the reading direction of the blood vessel image, the morphological image, and the brain function image for performing overlay display and inter-image calculation, the phase encoding direction, The voxel size consisting of each in the slice direction is different. If the size in the direction of each voxel is set to an integral multiple by a pulse sequence, superposition is easy. For example, in the blood vessel image and the morphological image, the size of both is the same in the reading direction, and in the phase encoding direction and the slice direction, the size of the blood vessel image is doubled so that only the copy of the image value in units of voxels is used. Can be expanded, and overlay display and inter-image calculation can be performed. In addition, if the size in each direction cannot be an integer multiple, the collected data is zeroed in the direction of size adjustment prior to reconstruction, and the reconstruction is performed so that the matrix size of the reconstructed image becomes an integral multiple. What is necessary is just to use the Fourier interpolation by a structure.
[0033]
As a method for creating functional brain images, after adding and averaging the image data with and without the stimulus, simple subtraction between them is performed. In order to reduce the influence of, it is possible to extract a significant signal difference by t-test or x-test between an image group to which stimulation is given and an image group to which no stimulation is given. In the case of functional brain images, signal areas are concentrated on the brain surface, and some voxels after data processing may be observed protruding from the brain surface due to positional shift due to chemical shift or difference in resolution from morphological images. is there. In order to correct these protruding portions from the brain surface, a positional deviation correction technique described in Japanese Patent Application No. 05-227529 is used as a positional deviation correction between images. Further, the remaining portion can be deleted by a mask using a morphological image, or the weight can be reduced.
[0034]
As one of the means that can be used when displaying the superimposed image, normalization is performed for each of the brain function image and the blood vessel image. As normalization algorithms, there are a maximum value, a pixel average value after extraction of a blood vessel site, and the like. After normalization, a difference image between the two is generated. If an appropriate normalization parameter is selected, it is possible to cancel the signal of the venous blood vessel part included in the brain function image and extract only the signal from the cortical part. This processing method is particularly effective in an apparatus having only a gray scale display mechanism.
[0035]
A device with a display function that can use full color assigns shades of independent hues to each of the morphological information image, blood vessel image, and brain function image, and assigns another hue in the area where two or three people overlap. Overlapping parts and their ratio can be displayed appropriately. Even in this case, it is effective to perform a normalization process prior to display in order to secure a dynamic range when determining density.
[0036]
Next, a second embodiment of the present invention will be described. FIG. 11 is a block diagram showing the configuration of the magnetic resonance imaging apparatus according to the second embodiment, which is shown in FIG. 1 in that the stimulating device 18 is newly provided and the data processing unit 17 is omitted. It is different from the embodiment.
[0037]
The stimulation device 18 is operated under the control of the system controller 14 and applies stimulation such as light and sound to the subject 7.
[0038]
12 and 13 are pulses for imaging physiological functions in the subject according to the second embodiment of the present invention. In the figure, RF represents a high-frequency magnetic field, Gs, Gr, and Ge represent gradient magnetic fields for slicing, readout, and phase encoding, and SIG / ADC represents a magnetic resonance video signal and data collection timing. Gs is a gradient magnetic field for exciting a desired region in the subject 7, Gr is a gradient magnetic field for reading a magnetic resonance signal, and Ge is a gradient magnetic field for encoding position information into phase information of the magnetic resonance signal. .
[0039]
In FIG. 12, a high frequency magnetic field pulse and a slicing gradient magnetic field are first applied to excite a desired region to generate a free induction decay NMR signal. Subsequently, the readout gradient magnetic field and the phase encoding gradient magnetic field are applied, and the echo echo generated at that time is collected. Then, the pulse sequence is repeatedly executed at the repetition time TR by sequentially changing the application amount of the phase encoding gradient magnetic field. Typical conditions for imaging physiological functions are a repetition time TR of 50 to 100 milliseconds, an echo time (time interval from the center of the high-frequency magnetic field pulse to the central data when the data is arranged) TE 30 to 70 milliseconds. The excitation angle of the spin by the high frequency magnetic field pulse is 10 to 40 °.
[0040]
In FIG. 13, first, a high frequency magnetic field pulse and a slicing gradient magnetic field are applied to excite a desired region to generate free induction decay NMR. Subsequently, the readout gradient magnetic field is alternately switched between positive and negative to generate a plurality of echo signals, and a phase encoding gradient magnetic field is applied to each echo signal. A plurality of echo signals echo generated at this time are collected. In this case, data for one image can be obtained by one excitation of spin. A typical condition for imaging the physiological function is an echo time (time interval from the center of the high-frequency magnetic field pulse to data that becomes the origin when data is two-dimensionally arranged) TE is 50 to 70 milliseconds.
[0041]
Data obtained by performing the pulse sequence of FIG. 12 or FIG. 13 is subjected to appropriate preprocessing and then subjected to complex Fourier transform to generate an image. The image obtained in this way is a T2 * contrast image, and is generated by the activation of a specific part of the brain cell in response to a stimulus or load as described above, and the change in the tissue oxygen concentration or local blood flow. It is possible to capture the T2 * contrast change accompanying the magnetic susceptibility change at the activation site and its vicinity. Further, depending on the conditions of the pulse sequence, it is possible to capture a change in contrast accompanying the change in blood flow in response to the stimulus or load.
[0042]
An embodiment of means for imaging physiological function information in the subject according to the second embodiment of the present invention will be described below. Using the pulse sequence as described above, for example, a head image is captured when a stimulus (for example, light or sound) or a load is applied from the stimulator 18 and when the head is at rest. For example, as shown in FIG. 14, imaging at rest is performed p times, and then imaging is performed q times when some stimulus / load is applied. Further, similar photographing is repeatedly performed to obtain P images at rest and Q images when a stimulus or load is applied.
[0043]
Next, FIG. 15 shows a data processing procedure for detecting an activation site for a stimulus or a load. First, threshold processing is performed on all the images at rest and all the images at the time of stimulation and load in order to distinguish between a region containing a biological signal and a region containing only noise. The subsequent processing is intended only for data (valid pixels) in a region including a biological signal. As a result, the data processing time can be shortened, and further, erroneous detection of unnecessary signal changes can be reduced.
[0044]
Next, t-test is performed on each of the effective pixels of P images at rest and Q images at the time of stimulation / loading, and effective data is selected. In general, the t distribution with n degrees of freedom is defined by the following equation (1).
[0045]
[Expression 1]

In the t-test process of the present embodiment, first, the number of data P ′ and Q ′ (degree of freedom) from the t distribution defined by equation (1), the t values tP ′ (α) and tQ ′ ( α) is calculated. However, P ′ and Q ′ are the effective data numbers after the threshold processing of the image data. A typical value of α is 0.001 to 0.005.
[0046]
Next, for each effective pixel of each population (image group at rest and image group at stimulation / load), t value T defined by the following equations (2) to (4) for each effective pixel
[Outside 1]

[Expression 2]

Where xi is the valid data value at each pixel, and N is the number of valid data for each valid pixel.
[0047]
Then, data satisfying the following equations (5) and (6) is selected from the calculated values and set as new valid data. By this processing, it is possible to remove image data for which good results have not been obtained due to the influence of body movement or the like when the image data is collected. Here, the number of valid data newly selected is P ″ Q ″.
[0048]
[Equation 3]

Next, a paired t test is performed on the effective data at rest and stimulation / load selected by the above processing. First, the t value t ″ (α) of the significance level α for the smaller value of the number of data P ″ or Q ″ is calculated from the t distribution defined by Equation 1 for each effective pixel.
[Outside 2]

Ask. The data to be used at this time is calculated for data having a small number of effective data P ″ and Q ″ at rest and stimulation / loading. The method of selecting the data combination at this time can be appropriately determined depending on the case, for example, by combining image data having the closest shooting time.
[0049]
[Expression 4]

Next, a pixel that yields equation (8) is selected from the calculated values, and that region is set as an activated region.
[0050]
[Equation 5]

The activated site obtained in this way is displayed superimposed on a morphological image or blood vessel image obtained by photographing the same site. At this time, when the morphological image is displayed in black and white, the blood vessel image is displayed in red, and the activated region is displayed in different colors such as yellow and blue, the information can be easily identified. At this time, as the contrast information of the activated site, an appropriate method is selected depending on the case, such as normalizing the calculated t value, the addition average value of the effective data, or the change amount with respect to the signal value.
[0051]
The present invention can be implemented with various modifications other than those described above without departing from the spirit of the present invention.
[Outside 3]

The following equation (9) can be used instead of the equation (7) used in the embodiment.
[0052]
[Formula 6]

Further, the second embodiment basically performs the series of processes, but can be applied with various modifications such as performing only a part of the processes. In addition, the present embodiment can be similarly applied to an abdominal region such as the liver other than the head region such as the brain.
[0053]
【The invention's effect】
According to the present invention, since physiological function information in the subject can be imaged with high accuracy without being affected by the movement of the subject, information useful for elucidating biological functions and diagnosing diseases can be obtained. Information can be obtained non-invasively.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a pulse sequence diagram for simultaneously acquiring a blood vessel image, a morphological image, and a magnetic field inhomogeneity enhancement image.
FIG. 3 is a three-image simultaneous acquisition pulse sequence diagram in which the voxel resolution is changed by acquisition data.
FIG. 4 is a three-image simultaneous acquisition pulse sequence diagram in which the slice direction imaging range is variable.
FIG. 5 is an explanatory diagram showing a state of changing a refocus slice position;
FIG. 6 is a modified example of a pulse sequence diagram for simultaneously collecting a blood vessel image, a morphological image, and a magnetic field inhomogeneity enhancement image.
FIG. 7 is a modified example of a three-image simultaneous acquisition pulse sequence diagram in which the voxel resolution is changed by acquisition data.
FIG. 8 is a modified example of a three-image simultaneous acquisition pulse sequence diagram in which the slice direction imaging range is variable.
FIG. 9 is a timing chart showing on / off of brain function stimulation.
FIG. 10 is an explanatory diagram showing temporal resolution of image collection.
FIG. 11 is a block diagram showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 12 is a diagram showing a pulse sequence of a field echo method according to the second embodiment.
FIG. 13 is a diagram showing a pulse sequence of an echo planar method according to the second embodiment.
FIG. 14 is a diagram illustrating a photographing procedure according to the second embodiment.
FIG. 15 is a flowchart showing a data processing procedure according to the second embodiment;
[Explanation of symbols]
1 Static field magnet 2 Excitation power supply
3 Static magnetic field uniformity adjustment coil 4 Power supply for static magnetic field uniformity adjustment coil
5 Gradient magnetic field generating coil 6 Power supply for gradient magnetic field generating coil
7 Subject 8 Sleeper
9 Probe 10 Transmitter
11 Receiver 12 System Controller
13 Data collection unit 14 Electronic computer
15 Console 16 Image display
17 Data processor 18 Stimulator

Claims

A static magnetic field magnet that applies a uniform static magnetic field to the subject;
A gradient magnetic field means for applying a gradient magnetic field to the subject;
Transmitting / receiving means for transmitting a high frequency magnetic field to the subject and receiving a magnetic resonance signal from the subject;
Pulse sequence control means for controlling the gradient magnetic field means and the transmission / reception means according to a predetermined pulse sequence;
In a magnetic resonance imaging apparatus comprising image generation means for generating a magnetic resonance image of a subject based on the received magnetic resonance signal,
Means for taking one or more magnetic resonance images of the subject at rest and at the time of stimulation;
Selection means for selecting an effective image with less influence of body movement using statistical processing from each image taken at the time of rest and stimulation,
The selected region at the time of rest, the region changed by the stimulus from the image at the time of stimulus, the amount of change extraction means for obtaining the amount of change,
A display means for displaying the changed region and the amount of change;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising: