JP4208729B2

JP4208729B2 - 磁気共鳴画像化装置

Info

Publication number: JP4208729B2
Application number: JP2004018810A
Authority: JP
Inventors: 利章石窪; 麻由子鈴木; 信夫正木; 育廣島田; 一郎藤本
Original assignee: ATR Advanced Telecommunications Research Institute International
Current assignee: ATR Advanced Telecommunications Research Institute International
Priority date: 2004-01-27
Filing date: 2004-01-27
Publication date: 2009-01-14
Anticipated expiration: 2024-01-27
Also published as: JP2005211154A

Description

この発明は、生体の断層撮影を行なうための核磁気共鳴画像化装置（ＭＲＩ : Magnetic Resonance Imaging)の構成、特に、測定中において被験者と測定者・操作者が対話を行うための構成に関する。

生体の脳や全身の断面を画像化する方法として、生体中の原子、特に、水素原子の原子核に対する核磁気共鳴現象を利用した磁気共鳴画像法が、人間の臨床画像診断等に使用されている。

磁気共鳴画像法は、それを人体に適用する場合、同様の人体内断層画像法である「Ｘ線ＣＴ」に比較して、たとえば、以下のような特徴がある。

（１）水素原子の分布と、その信号緩和時間（原子の結合の強さを反映）に対応した濃度の画像が得られる。このため、組織の性質の差異に応じた濃淡を呈し、組織の違いを観察しやすい。

（２）磁場は、骨による吸収がない。このため、骨に囲まれた部位（頭蓋内、脊髄など）を観察しやすい。

（３）Ｘ線のように人体に害になるということがないので、広範囲に活用できる。

このような磁気共鳴画像法は、人体の各細胞に最も多く含まれ、かつ最も大きな磁性を有している水素原子核（陽子）の磁気性を利用する。

水素原子核の磁性を担うスピン角運動量の磁場内での運動は、古典的には、コマの歳差運動にたとえられる。上述したような水素原子核のスピン角運動量の方向（コマの自転軸の方向）は、磁場のない環境では、ランダムな方向を向いているものの、静磁場を印加すると、磁力線の方向を向く。

この状態で、さらに振動磁界を重畳すると、この振動磁界の周波数が、静磁界の強さで決まる共鳴周波数ｆ_０＝γＢ_０／２π（γ：物質に固有の係数）であると、共鳴により原子核側にエネルギーが移動し、磁化ベクトルの方向が変わる（歳差運動が大きくなる）。この状態で、振動磁界を切ると、歳差運動は、傾き角度を戻しながら、静磁界における方向に復帰していく。この過程を外部からアンテナコイルにより検知することで、ＮＭＲ（Nuclear Magnetic Resonance）信号を得ることができる。

このような共鳴周波数ｆ_０は、静磁界の強度がＢ_０（Ｔ）であるとき、水素原子では、４２．６×Ｂ_０（ＭＨｚ）となる。

さらに、核磁気共鳴映像法では、血流量の変化に応じて、検出される信号に変化が現れることを用いて、外部刺激等に対する脳の活動部位を視覚化することも可能である。このような核磁気共鳴映像法を、特に、ｆＭＲＩ（functional MRI)と呼ぶ。

ｆＭＲＩでは、装置としては通常のＭＲＩ装置に、さらに、ｆＭＲＩ計測に必要なハードおよびソフトを装備したものが使用される。

ここで、血流量の変化がＮＭＲ信号強度に変化をもたらすのは、血液中の酸素化および脱酸素化ヘモグロビンは磁気的な性質が異なることを利用している。酸素化ヘモグロビンは反磁性体の性質があり、周りに存在する水の水素原子の緩和時間に影響を与えないのに対し、脱酸素化ヘモグロビンは常磁性体であり、周囲の磁場を変化させる。したがって、脳が刺激を受け、局部血流が増大し、酸素化ヘモグロビンが増加すると、その変化分をＭＲＩ信号として検出する事ができる。被験者への刺激は、たとえば、視覚による刺激や聴覚による刺激等が用いられる。

脳機能の画像を撮影するためには、エコープレナーイメージング（ＥＰＩ：echo planar imaging）と呼ばれるシーケンスが採用される。

図３は、このようなｆＭＲＩの測定シーケンスの概要を示すタイミングチャートである。

被験者に、同一の刺激タスクを、所定の期間ごと一定の間隔をおいて繰り返し与える。このとき、脳内の同一断面について断層撮影は時系列的に続行しつつ、その断面内で刺激タスク期間内のＥＰＩ信号の変化を検出する。

このような信号強度の変化は、上述したように、脳内の血流量の変化に起因するものである。ただし、このような信号強度の変化は、数パーセントのオーダーであり、十分なＳＮ比を得るために、同一の刺激タスクを複数回繰り返して、各回のＥＰＩ信号の変化パターンを、タスクの開始時点を揃えて平均する。このような処理により、刺激に対する脳内の応答を視覚化する。つまり、ある特定のタスクを行っているときに、脳内で活動が活性化する部位を特定できる。

なお、このようなエコープレナーイメージングによる画像生成の原理および臨床応用等については、非特許文献１〜２に記載されている。

しかしながら、ＭＲＩ装置では、測定中に磁場を発生させるためのコイルの振動に起因して雑音が発生し、測定中は、被験者と測定者・操作者との間の対話を音声により行うことが困難である、という問題があった。

このような問題点に対しては、能動的消音装置を適用して消音を試みた例がある（たとえば、特許文献１、特許文献２を参照）。しかしながら、いずれも核磁気共鳴映像装置から発せられるランダムな雑音を相当の広さの空間について能動消音することは容易ではない、という問題があった。
押尾晃一，「ＥＰＩＲｅｖｉｓｉｔｅｄ」，日本磁気共鳴医学会誌，第１９巻１号（１９９９）ｐ．１−５鈴木清隆，「ＥｃｈｏＰｌａｎａｒＩｍａｇｉｎｇ」，日本磁気共鳴医学会誌，第１９巻１号（１９９９）ｐ．７−１８特開平５−２９７８７９号明細書特開平７−２４６１９３号明細書

本発明は、上記のような問題点を解決するためになされたものであって、その目的は、大きな雑音が発生するＭＲＩ撮像中であっても，被験者と測定者・操作者との間で、音声による対話を実現することが可能な磁気共鳴画像化装置を提供することである。

この発明のある局面に従うと、被験者からの核磁気共鳴に起因する検出信号を検知して、被験者の断層画像を生成するための磁気共鳴画像化装置であって、被験者に静磁場を印加するための静磁場印加手段と、被験者の選択された断面内において、検出信号を発する原子核の位置情報を検出信号が有するように変調した磁場を被験者に印加するための傾斜磁場印加手段と、被験者に対して変動磁場を印加し、被験者からの検出信号を検知するための変動磁場送受信手段と、変動磁場を変動磁場送受信手段に所定の撮像周期で与え、検出信号を受けて断層画像を生成するための断層撮影制御手段と、被験者の音声を取得するために設けられる集音手段と、過去の複数の撮像周期について集音手段により取得された音データの加算平均を、集音手段からの出力より減算するための音データ補償手段とを備える。

好ましくは、断層撮影制御手段は、撮像周期を制御するための撮像同期信号を生成し、音データ補償手段は、撮像同期信号に同期して、過去の複数の撮像周期について集音手段により取得された音データを格納するための音データ格納手段と、音データ格納手段に格納された音データに基づいて、加算平均を算出し、集音手段からの出力から減算する音データ演算手段とを備える。

本発明の磁気共鳴画像化装置に従えば、大きな雑音が発生するＭＲＩ撮像中であっても，被験者と測定者・操作者との間で、音声による対話を実現することが可能である。

以下、図面を参照して本発明の実施の形態について説明する。

［磁気共鳴画像化装置の構成および動作］
図１は、本発明に係る磁気共鳴画像化装置（以下、「ＭＲＩ装置」と呼ぶ）１０００の構成を示す機能ブロック図である。

図１を参照して、ＭＲＩ装置１０００は、被験者１０を支持するための台部１２と、静磁界を生成するための静磁場コイル１００と、後に説明するように被験者における観測断面（スライス）の位置およびスライス内の位置の情報を観測信号に付与するための傾斜磁場コイル１０２と、観測対象となる原子核に変動磁場を印加するために電磁波を出力し、かつ、観測対象となる原子核からの信号を受信するためのＲＦコイル１０６と、コイル１００〜１０６を制御し、かつ、ＲＦコイル１０６で受信された信号を基に、断層画像を生成するための断層撮影制御部２００とを備える。

さらに、断層撮影制御部２００は、測定者・操作者からの指示等の入力を行うための入力部２１０と、測定動作の制御を行うための制御部２２０と、制御部２２０に制御されてＲＦコイル１０６に対してＲＦパルスを与えるためのＲＦパルス送信部２４０と、ＲＦコイル１０６からの信号を増幅するための信号増幅部２５０と、信号増幅部２５０からの検出信号に基づいて、フーリエ変換処理を行なうことにより、観測する断面画像を再構成するための画像再構成部２６０と、画像再構成部２６０からの情報をもとに再構成された断面画像を表示するための表示部２７０とを備える。

さらに、断層撮影制御部２００は、被験者１０の近傍のマイク１２０からの被験者１０の音声および周囲の雑音を受けて、過去Ｎ回の撮像期間においてマイク１２０により所定のサンプリング時間間隔で取得された音データを格納するための音データ保存部１２２と、過去Ｎ撮像分の過去の音データを加算平均した加算平均データを、マイク１２０から現在の撮像１回分の音データからサンプリング時間間隔ごとに減算する処理を行う音データ演算部１２４とを備える。音データ演算部１２４の処理結果は、スピーカ１３０により、測定者・操作者に伝えられる。したがって、スピーカ１３０は外部の雑音の影響を低減するために、測定者・操作者が装着するヘッドフォンであってもよい。

なお、（１回分の撮像期間）≫（所定のサンプリング時間間隔）である。

なお、音データ保存部１２２は、制御部２２０からの撮像同期信号に同期させて、過去Ｎ撮像分の音データを順次保存するものとする。

ここで、静磁場コイル１００は、より詳しくは、たとえば、４個の空芯コイルから構成され、その組み合わせで内部に均一な磁界を作り、被験者１０の体内の水素原子核のスピンに配向性を与える。

ＲＦコイル１０６は、高周波を発して被験者１０の体内の原子核を励起し、ＲＦコイル１０６は、生じた核磁気共鳴を起因とする検出信号（エコー信号）を検知する。

傾斜磁場コイル１０２は、図示しないＸ, Ｙ, Ｚの３組の傾斜コイルを備え、Ｚコイルは励起時に、磁界強度をＺ方向に傾斜させて共鳴面を限定し（スライス選択）、Ｙコイルは、Ｚ方向の磁界印加の直後に短時間の傾斜を加えて検出信号にＹ座標に比例した位相変調を加え（位相エンコーディング）、Ｘコイルは、続いてデータ採取時に傾斜を加えて、検出信号にＸ座標に比例した周波数変調を与える（周波数エンコーディング）。

すなわち、静磁界にＺ軸傾斜磁界を加えた状態にある被験者１０に、共鳴周波数の高周波電磁界を、ＲＦコイル１０６を通じて印加すると、磁界の強さが共鳴条件になっている部分の水素原子核が、選択的に励起されて共鳴し始める。共鳴条件に合致した部分（たとえば、被験者１０の所定の厚さの断層）にある水素原子核が励起され、スピンがいっせいに回転する。励起パルスを止めると、ＲＦコイル１０６には、今度は、回転しているスピンが放射する電磁波が信号を誘起し、しばらくの間、この信号が検出される。この信号によって、被験者１０の体内の、水を含んだ組織を観察する。そして、信号の発信位置を知るために、ＸとＹの傾斜磁界を加えて信号を検知する、という構成になっている。

制御部２２０は、励起信号を繰り返し与えつつ検出信号を測定し、画像再構成部２６０は、１回目のフーリエ変換計算により、共鳴の周波数をＸ座標に還元し、２回目のフーリエ変換でＹ座標を復元して画像を得て、表示部２７０に対応する画像を表示する。

（ＭＲＩ装置での雑音発生）
まず、図１に示したＭＲＩ装置１０００における雑音発生のメカニズムについて説明する。

図２は、ＭＲＩ装置１０００での電磁波および各種傾斜磁場の発生タイムチャートを示す図である。図２では、３回のＭＲＩ撮像分のシーケンスを示す。

電磁波（ＲＦパルス）はスライス選択傾斜磁場と同時に発生するが、これは一定周期で繰り返される。各周期内で、観測対象から放出される信号を検出され、それを処理してＭＲ画像が得られる。

その際、電磁波照射後一定のタイミングならびにシーケンスで位相エンコード傾斜磁場と周波数エンコード傾斜磁場を発生させる必要がある。この傾斜磁場発生のために傾斜磁場コイルには周期的な電流の増減ならびに断続が繰り返される。そのときに、コイル自体がフレミングの左手の法則に従って「移動」するが、これが高速な交流であるためコイル全体が振動し、結果として大きな音となる。

電流断続の周波数などは、振像条件により異なるが、その範囲は数十Hzから数千Hzの間にある。なお、この頃斜磁場を発生させる電流の増減ならびに断続が、電磁波パルスの各周期間で同じタイミング・シーケンスで生ずるため、発生する騒音は電磁波パルスの周期間で同じ音の繰り返し（周期的な音）となる。

（本発明の動作）
以上の雑音発生のメカニズムを踏まえて、本発明の動作について説明する。

まず、音データ演算部１２４が、過去Ｎ撮像分の過去の音データを加算平均することにより、音声成分が消え雑音成分のみが残った音データができる。さらに、音データ演算部１２４が、マイク１２０から現在の撮像１回分の音データから雑音成分の音データ（加算平均データ）を減算することにより、雑音抑制された音声が得られることになる。

したがって、本発明のＭＲＩ装置１０００に従えば、大きな雑音が発生するＭＲＩ撮像中であっても，被験者と測定者・操作者との間で、音声による対話を実現することが可能である。

今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。

本発明に係るＭＲＩ装置１０００の構成を示す機能ブロック図である。ＭＲＩ装置１０００での電磁波および各種傾斜磁場の発生タイムチャートを示す図である。ｆＭＲＩの測定シーケンスの概要を示すタイミングチャートである。

符号の説明

１０被験者、１２台部、１００静磁場コイル、１０２傾斜磁場コイル、１０６ＲＦコイル、１２０マイク、１２２音データ保存部、１２４音データ演算部、１３０スピーカ、２００断層撮影制御部、２１０入力部、２２０制御部、２４０ＲＦパルス送信部、２５０信号増幅部、２６０画像再構成部、２７０表示部、１０００ＭＲＩ装置。

Claims

被験者からの核磁気共鳴に起因する検出信号を検知して、前記被験者の断層画像を生成するための磁気共鳴画像化装置であって、
前記被験者に静磁場を印加するための静磁場印加手段と、
前記被験者の選択された断面内において、前記検出信号を発する原子核の位置情報を前記検出信号が有するように変調した磁場を前記被験者に印加するための傾斜磁場印加手段と、
前記被験者に対して変動磁場を印加し、前記被験者からの前記検出信号を検知するための変動磁場送受信手段と、
前記変動磁場を前記変動磁場送受信手段に所定の撮像周期で与え、前記検出信号を受けて前記断層画像を生成するための断層撮影制御手段と、
前記被験者の音声を取得するために設けられる集音手段と、
過去の複数の前記撮像周期について前記集音手段により取得された音データの加算平均を、前記集音手段からの出力より減算するための音データ補償手段とを備える、磁気共鳴画像化装置。
前記断層撮影制御手段は、前記撮像周期を制御するための撮像同期信号を生成し、
前記音データ補償手段は、
前記撮像同期信号に同期して、過去の複数の前記撮像周期について前記集音手段により取得された前記音データを格納するための音データ格納手段と、
前記音データ格納手段に格納された前記音データに基づいて、前記加算平均を算出し、前記集音手段からの出力から減算する音データ演算手段とを備える、請求項１記載の磁気共鳴画像化装置。