JP6014770B2 - 磁気共鳴撮影装置および温度情報計測方法 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴撮影技術に関する。特に、物質の共鳴周波数の違いを利用し、生体内の分子の種類・成分などを調べる磁気共鳴スペクトロスコピー（ＭＲＳ：Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ）、および、核磁気共鳴スペクトロスコピックイメージング（ＭＲＳＩ：Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ）技術に関する。

磁気共鳴撮影装置は、静磁場中に置かれた測定対象に特定周波数の高周波磁場を照射して磁気共鳴現象を誘起し、測定対象の物理的、化学的情報を取得する装置である。現在、広く普及している磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）は、主として水分子中の水素原子核の核磁気共鳴現象を用い、生体組織によって異なる水素原子核密度や緩和時間の差などを画像化する方法である。これにより組織の差異を画像化でき、疾病の診断に高い効果を挙げている。

これに対し、ＭＲＳやＭＲＳＩは、分子（代謝物）の化学結合の違いによる共鳴周波数の差異（化学シフト）を元に分子毎に核磁気共鳴信号を分離し、分子種毎の濃度や緩和時間の差などを計測する方法である。ＭＲＳは、ある選択された空間領域の分子種を観測する方法であり、ＭＲＳＩは、分子種毎に画像化する方法である。対象とする原子核としては¹Ｈ（プロトン）、³¹Ｐ、¹³Ｃ、¹⁹Ｆなどがある。

プロトンを対象核種としたプロトンＭＲＳまたはプロトンＭＲＳＩ（以降は単にＭＲＳ／ＭＲＳＩと呼ぶ）で検出できる人体の主な代謝物には、コリン、クレアチン、Ｎ−アセチルアスパラギン酸（ＮＡＡ）、乳酸等がある。これら代謝物の量から、がん等の代謝異常疾患の進行度判定や早期診断、悪性度診断を非侵襲的に行うことが期待されている。

このＭＲＳ／ＭＲＳＩを用いて、生体内の温度を測定する手法がある（例えば、非特許文献１参照）。水の共鳴周波数は、温度によって共鳴周波数がシフトし、そのシフト量は−０．０１ｐｐｍ／℃の温度係数を持つことが知られている。一方、ＮＡＡなどの代謝物の共鳴周波数は、生体環境下の温度範囲では変化しないことが知られている。これらの特性を利用して、水と代謝物との共鳴周波数差から生体内の温度を測定する。

Ｃａｄｙ Ｅ． Ｂ．他、Ｔｈｅ Ｅｓｔｉｍａｔｉｏｎ ｏｆ Ｌｏｃａｌ Ｂｒａｉｎ Ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ ｂｙ ｉｎ Ｖｉｖｏ １Ｈ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ． Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、１９９５年、３３巻、８６２−８６７頁

非特許文献１の手法では、生体内の温度を、水と代謝物質の共鳴周波数差を用いて、当該文献に記載の換算式から算出する。水および代謝物各々の共鳴周波数は、ＭＲＳ/ＭＲＳＩにより、水と代謝物とを個別または同時に計測し、得られたスペクトルピークを、水と代謝物質の共鳴周波数をパラメータに持つモデル関数にフィッティングすることにより得る。

モデル関数にフィッティングすることにより、各物質の共鳴周波数を得ているため、計測したスペクトルピークの形状が歪んでいると、フィッティング精度が低下し、算出される温度の精度も低下する。例えば、撮影対象が脳の場合、水のスペクトルが歪む大きな要因に、計測対象のボクセル（関心領域）内への脳脊髄液の混入がある。これは、脳脊髄液の信号のＴ₁、Ｔ₂が、脳実質からの信号のＴ₁、Ｔ₂よりも長く、Ｔ₁、Ｔ₂の異なる物質からの信号が混入するためである。

さらに、ＭＲＳＩの場合、計測マトリクス数が少ないため、点広がり関数が悪化し、周辺の脳脊髄液信号が混入することも考えられる。

従って、ＭＲＳ／ＭＲＳＩを用いた温度計測において、精度を向上させるためには、水のスペクトルピークの形状を改善する必要がある。そして、水のスペクトルピークの形状を改善するためには、脳脊髄液を十分抑制する必要がある。

本発明は、上記事情に鑑みて成されたもので、ＭＲＳ／ＭＲＳＩを用いた温度計測において、生体内の温度測定精度を向上させる技術を提供することを目的とする。

本発明は、代謝物からの核磁気共鳴信号には影響を及ぼさず、脳脊髄液からの核磁気共鳴信号を抑制する脳脊髄液抑制シーケンスを、水および所望の代謝物質の核磁気共鳴信号をそれぞれ計測する信号計測シーケンスに先立って実行する。これにより得られた、脳脊髄液からの核磁気共鳴信号を抑えた水および代謝物質の核磁気共鳴信号から得たスペクトルを得る。得られたスペクトルピークを、モデル関数にフィッティングすることにより、水および代謝物質の共鳴周波数を得、その差を用いて温度を算出する。

本発明によれば、ＭＲＳ／ＭＲＳＩを用いた温度計測において、生体内の温度測定精度が向上する。

（ａ）は、第一の実施形態のＭＲＩ装置の中の、水平磁場方式のＭＲＩ装置の外観図である。（ｂ）は、第一の実施形態のＭＲＩ装置の中の、垂直磁場方式のＭＲＩ装置の外観図である。（ｃ）は、第一の実施形態のＭＲＩ装置の中の、トンネル型磁石を斜めに傾けたＭＲＩ装置の外観図である。 第一の実施形態のＭＲＩ装置の機能構成図である。 （ａ）は、脳脊髄液を含めずにＭＲＳ計測したときのボクセル位置を、（ｂ）は、脳脊髄液をわずかに含めてＭＲＳ計測したときのボクセル位置を、（ｃ）は、関心領域で脳脊髄液を含めてＭＲＳＩ計測したときのボクセル位置を、それぞれ説明するための説明図であり、（ｄ）は、（ａ）のボクセル位置の水スペクトルピークの形状の、（ｅ）は、（ｂ）のボクセル位置の水スペクトルピークの形状の、（ｆ）は、（ｃ）のボクセル位置の水スペクトルピークの形状の、それぞれグラフである。 第一の実施形態の計算機の機能ブロック図である。 第一の実施形態の温度計測処理のフローチャートである。 第一の実施形態の脳脊髄液抑制シーケンスの一例を説明するための説明図である。 第一の実施形態の信号計測シーケンスの一例を説明するための説明図である。 （ａ）〜（ｃ）は、第一の実施形態の信号計測シーケンスにより励起される領域を説明するための図である。 第一の実施形態の温度情報算出処理のフローチャートである。 第一の実施形態の信号計測の計算機シミュレーション結果のグラフである。 第一の実施形態の脳脊髄液抑制シーケンスの他の例を説明するための説明図である。 第二の実施形態の脳脊髄液抑制シーケンスの一例を示す図である。 第二の実施形態の変形例の計算機の機能ブロック図である。 第二の実施形態のフリップ角設定処理のフローチャートである。 （ａ）および（ｂ）は、第二の実施形態の信号計測の計算機シミュレーション結果のグラフである。

＜＜第一の実施形態＞＞
本発明を適用する実施形態について説明する。以下、実施形態を説明するための全図において、特に記載しない限り、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。

＜ＭＲＩ装置の外観＞
まず、本実施形態の磁気共鳴撮影装置（ＭＲＩ装置）について説明する。図１（ａ）〜図１（ｃ）は、本実施形態のＭＲＩ装置の外観図である。図１（ａ）は、ソレノイドコイルで静磁場を生成するトンネル型磁石を用いた水平磁場方式のＭＲＩ装置１００である。図１（ｂ）は、開放感を高めるために磁石を上下に分離したハンバーガー型（オープン型）の垂直磁場方式のＭＲＩ装置１２０である。また、図１（ｃ）は、図１（ａ）と同じトンネル型磁石を用い、磁石の奥行を短くし且つ斜めに傾けることによって、開放感を高めたＭＲＩ装置１３０である。

本実施形態では、これらの外観を有するＭＲＩ装置のいずれを用いることもできる。なお、これらは一例であり、本実施形態のＭＲＩ装置はこれらの形態に限定されるものではない。本実施形態では、装置の形態やタイプを問わず、公知の各種のＭＲＩ装置を用いることができる。以下、特に区別する必要がない場合は、ＭＲＩ装置１００で代表する。

＜ＭＲＩ装置の機能構成＞
図２は、本実施形態のＭＲＩ装置１００の機能構成図である。本図に示すように、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、被検体１０１が置かれる空間に、静磁場を生成する静磁場コイル１０２と、ｘ、ｙ、ｚ各軸方向にそれぞれ傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル１０３と、静磁場分布を調整するシムコイル１０４と、被検体１０１の計測領域に対し高周波磁場を照射する計測用高周波コイル１０５（以下、単に送信コイルという）と、被検体１０１から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信用高周波コイル１０６（以下、単に受信コイルという）と、送信機１０７と、受信機１０８と、計算機１０９と、傾斜磁場用電源部１１２と、シム用電源部１１３と、シーケンス制御装置１１４と、を備える。

静磁場コイル１０２は、図１（ａ）、図１（ｂ）、図１（ｃ）にそれぞれ示した各ＭＲＩ装置１００、１２０、１３０の構造に応じて、種々の形態のものが採用される。傾斜磁場コイル１０３及びシムコイル１０４は、それぞれ傾斜磁場用電源部１１２及びシム用電源部１１３により駆動される。なお、本実施形態では、送信コイル１０５と受信コイル１０６とに別個のものを用いる場合を例にあげて説明するが、送信コイル１０５と受信コイル１０６との機能を兼用する１のコイルで構成してもよい。送信コイル１０５が照射する高周波磁場は、送信機１０７により生成される。受信コイル１０６が検出した核磁気共鳴信号は、受信機１０８を通して計算機１０９に送られる。

シーケンス制御装置１１４は、傾斜磁場コイル１０３の駆動用電源である傾斜磁場用電源部１１２、シムコイル１０４の駆動用電源であるシム用電源部１１３、送信機１０７及び受信機１０８の動作を制御し、傾斜磁場、高周波磁場の印加および核磁気共鳴信号の受信のタイミングを制御する。制御のタイムチャートはパルスシーケンスと呼ばれ、計測に応じて予め設定され、後述する計算機１０９が備える記憶装置等に格納される。

計算機１０９は、ＭＲＩ装置１００全体の動作を制御するとともに、受け取った核磁気共鳴信号に対して様々な演算処理を行い、画像情報やスペクトル情報、温度情報を生成する。計算機１０９が実現する各機能については、後述する。計算機１０９は、ＣＰＵ、メモリ、記憶装置などを備える情報処理装置であり、計算機１０９にはディスプレイ１１０、外部記憶装置１１１、入力装置１１５などが接続される。

ディスプレイ１１０は、演算処理で得られた結果等をオペレータに表示するインタフェースである。入力装置１１５は、本実施形態で行われる演算処理に必要な条件、パラメータ等をオペレータが入力するためのインタフェースである。外部記憶装置１１１は、記憶装置とともに、計算機１０９が実行する各種の演算処理に用いられるデータ、演算処理により得られるデータ、入力された条件、パラメータ等を保持する。

＜脳脊髄液によるスペクトルピークの歪み＞
本実施形態では、ＭＲＳ／ＭＲＳＩを用いた温度計測において、脳脊髄液の信号を抑制し、生体内の温度測定精度を向上させる。これを実現する本実施形態の計算機１０９の各機能の説明に先立ち、計測ボクセル内に脳脊髄液が混入した場合の影響を、図３（ａ）〜図３（ｆ）を用いて説明する。

図３（ａ）９０１は、脳脊髄液を含めずにＭＲＳ計測したときのボクセル位置、図３（ｂ）９０２は、脳脊髄液をわずかに含めてＭＲＳ計測したときのボクセル位置、図３（ｃ）９０３は、関心領域９０４で脳脊髄液を含めてＭＲＳＩ計測したときのボクセル位置（図３（ｂ）９０２と同じボクセル位置）をそれぞれ表わす。また、図３（ｄ）、図３（ｅ）、および図３（ｆ）は、ボクセル位置９０１、９０２、９０３における水のスペクトルピーク９１１、９１２、９１３をそれぞれ示す。

図３（ｅ）に示すように、脳脊髄液が混入することで、スペクトルピーク９１２は、脳脊髄液が含まれない場合の図３（ｄ）のスペクトルピーク９１１とは異なる形状となることがわかる。これは、脳実質のＴ₁、Ｔ₂よりも長いＴ₁、Ｔ₂を持つ脳脊髄液の信号が混入したためである。

また、図３（ｆ）に示すように、ＭＲＳＩ計測を行うと、スペクトルピーク９１３は、ＭＲＳ計測時とはさらに異なるピーク形状となり、その歪みが大きいことがわかる。これは、脳実質のＴ₁、Ｔ₂よりも長いＴ₁、Ｔ₂を持つ脳脊髄液の信号が混入したことに加え、ＭＲＳＩの計測マトリクス数が少ないために、点広がり関数が悪化し、周辺の脳脊髄液信号が混入したためと考えられる。

上述のとおり、ＭＲＳ／ＭＲＳＩを用いて温度情報を算出する場合、各物質の共鳴周波数は、スペクトルピークをモデル関数にフィッティングすることにより得る。従って、計測したスペクトルピークの形状が歪んでいると、フィッティング精度が低下し、算出する温度の精度も低下する。そして、スペクトルピークの形状が歪む大きな要因の一つは、計測ボクセル（関心領域）内への脳脊髄液の混入である。

本実施形態では、ＭＲＳ／ＭＲＳＩを用いた温度計測において、脳脊髄液の信号を抑制し、生体内の温度計測精度を向上させる。このため、ＭＲＳ/ＭＲＳＩによる信号計測に先立ち、脳脊髄液からの核磁気共鳴信号を抑制するパルスシーケンスである脳脊髄液抑制シーケンスを実行する。以下、本明細書では、物質からの核磁気共鳴信号を、単に、物質の信号と呼ぶこともある。

＜計算機の機能構成＞
以下、本実施形態の計算機１０９が実現する機能について説明する。図４は、本実施形態の計算機１０９の機能ブロック図である。

本図に示すように、本実施形態の計算機１０９は、代謝物からの核磁気共鳴信号には影響を与えることなく、脳脊髄液からの核磁気共鳴信号を抑制したのち、脳脊髄液以外の水からの核磁気共鳴信号（水信号）および代謝物からの核磁気共鳴信号（代謝物信号）を計測するよう、ＭＲＩ装置１００の各部を制御する計測制御部２１０と、計測制御部２１０で得た核磁気共鳴信号から、被検体の温度情報を算出する温度情報算出部２２０と、を備える。

計測制御部２１０は、代謝物からの核磁気共鳴信号には影響を与えることなく脳脊髄液からの核磁気共鳴信号を抑制する脳脊髄液抑制シーケンスを実行する脳脊髄液信号抑制部２１１と、前記脳脊髄液抑制シーケンス直後に、水および所望の代謝物質の核磁気共鳴信号をそれぞれ計測する信号計測シーケンスを実行する信号計測部２１２と、を備える。

温度情報算出部２２０は、信号計測部２１２が前記信号計測シーケンスで得た水および所望の代謝物質の核磁気共鳴信号をスペクトルに変換するスペクトル算出部２２１と、変換したスペクトルから、水および代謝物質の共鳴周波数をそれぞれ得る共鳴周波数算出部２２２と、両共鳴周波数差を温度に換算し、被検体の温度情報を得る温度換算部２２３と、を備える。

なお、計算機１０９が実現する各種の機能は、記憶装置が保持するプログラムを、ＣＰＵがメモリにロードして実行することにより実現される。また、計算機１０９が実現する各種の機能のうち、少なくとも一つの機能は、ＭＲＩ装置１００とは独立した、情報処理装置であって、ＭＲＩ装置１００とデータの送受信が可能な情報処理装置により実現されていてもよい。また、全部または一部の機能は、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）、ＦＰＧＡ（ｆｉｅｌｄ−ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ ｇａｔｅ ａｒｒａｙ）などのハードウェアによって実現されてもよい。

また、脳脊髄液信号抑制部２１１が実行する脳脊髄液抑制シーケンスおよび信号計測部２１２が実行する信号計測シーケンスのパルスシーケンスは、計算機１０９の記憶装置、あるいは、外部記憶装置１１１に予め記憶される。また、これらを規定する撮像パラメータは、予めこれらの記憶装置に保持されるか、または、ユーザにより設定され、これらの記憶装置に保持される。その他、各機能の処理に用いる各種のデータ、処理中に生成される各種のデータは、記憶装置または外部記憶装置１１１に格納される。

＜温度情報計測処理の流れ＞
以下、上記各部による本実施形態のＭＲＳ/ＭＲＳＩを用いた温度計測処理全体の流れについて簡単に説明する。図５は、本実施形態の温度計測処理の流れの処理フローである。

本実施形態では、脳脊髄液信号を抑制したのち、脳脊髄液以外の水信号および代謝物信号を計測する。したがって、まず、脳脊髄液信号抑制部２１１は、予め定められた脳脊髄液抑制シーケンスを実行する（ステップＳ１１０１）。ここでは、脳脊髄液抑制シーケンスに従って、シーケンス制御装置１１４を制御し、脳脊髄液の核磁化を抑制する。

脳脊髄液制御シーケンス実行直後に、信号計測部２１２は、信号計測シーケンスを実行する（ステップＳ１１０２）。ここでは、予め定められた信号計測シーケンスに従って、シーケンス制御装置１１４を制御し、脳脊髄液からの信号が抑制された状態で、水信号と所望の代謝物信号とを取得する。以下、本実施形態では、所望の代謝物としてＮＡＡを用いる場合を例にあげて説明する。

計測制御部２１０は、脳脊髄液抑制シーケンスの実行と、それに続く信号計測シーケンスの実行とを、積算回数や位相エンコードステップ数など、予め定めた計測終了条件を満たすまで繰り返す（ステップＳ１１０３）。

その後、温度情報算出部２２０は、脳脊髄液からの核磁気共鳴信号が抑制された、水の核磁気共鳴信号およびＮＡＡの核磁気共鳴信号を用い、温度情報を算出する（ステップＳ１１０４）。

＜脳脊髄液抑制シーケンス例＞
次に、脳脊髄液信号抑制部２１１が実行する脳脊髄液抑制シーケンスの一例を説明する。図６は、本実施形態の脳脊髄液抑制シーケンス３１０の一例である。以下、図６において、ＲＦは高周波磁場パルスの印加タイミングを示す。Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚは、それぞれ、ｘ、ｙ、ｚ各軸方向の傾斜磁場パルスの印加タイミングを示す。以下、本明細書において、同様とする。

図６に示すように、脳脊髄液抑制シーケンス３１０は、水の核磁化のみを選択的に励起する狭帯域の周波数選択励起パルス（ＲＦＣ１）３１１と、水の横磁化のみを選択的に反転させる狭帯域の周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２と、水の横磁化を縦磁化に変換する周波数選択フリップバックパルス（ＲＦＣ３）３１３と、周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２の前後に印加される脳脊髄液からの核磁気共鳴信号を減衰させる拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４と、周波数選択フリップバックパルス（ＲＦＣ３）３１３の印加後、残留する水の横磁化成分をスポイルするスポイラー傾斜磁場（Ｇｃ）３１５と、を備える。

周波数選択励起パルス（ＲＦＣ１）３１１と周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２との照射間隔、および、周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２と周波数選択フリップバックパルス（ＲＦＣ３）３１３との照射間隔は、それぞれ、ｔ_eとする。時間ｔ_eは、以下に記す所望の拡散因子ｂ値をハードウェアの制約の範囲内で実現する時間に、予め定めておく。

脳脊髄液信号抑制部２１１は、まず、水の核磁化のみを選択的に励起する狭帯域の周波数選択励起パルス（ＲＦＣ１）３１１を照射する。このとき、周波数選択励起パルス（ＲＦＣ１）３１１のフリップ角αは、予め定めた値に設定される。設定される値は、９０°以下の値であって、代謝物の信号強度のＳＮＲを最大にする受信ゲインにおいても水の信号強度が飽和しない値とする。これにより、脳脊髄液を含めた全ての水が励起され横磁化が生成される。ただし、代謝物は影響を受けない。

そして、ｔ_e時間後に、水の横磁化のみを選択的に反転させる狭帯域の周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２を照射し、脳脊髄液を含めたすべての水の横磁化を反転させる。このとき、周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２のフリップ角は、１８０°に設定される。

そして、そのｔ_e時間後、水の横磁化のみを選択的にフリップバックさせる狭帯域の周波数選択フリップバックパルス（ＲＦＣ３）３１３を照射する。このタイミングは、周波数選択励起パルス（ＲＦＣ１）３１１および周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２によるスピンエコー信号が生成される時刻である。これにより、脳脊髄液を含めたすべての水の横磁化を縦磁化に変換する。このとき、周波数選択フリップバックパルス（ＲＦＣ３）３１３のフリップ角は、９０°に設定される。

周波数選択フリップバックパルス（ＲＦＣ３）３１３を照射したのち、残留した水の横磁化成分をスポイルするスポイラー傾斜磁場（Ｇｃ）３１５を印加する。

また、水の横磁化を反転させる周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２の前後に、１組の拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４を印加する。これにより、脳脊髄液の信号を減衰させ抑制する。

ここで、拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４が脳脊髄液の信号を減衰させる原理を説明する。

まず、分子拡散の無い静止した水の横磁化について考える。分子拡散の無い静止した水の横磁化では、周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２の前に印加する拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４によりディフェイズされる量と、周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２の後に印加する拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４によりリフェイズされる量とのバランスが取れる。このため、一旦ディフェイズされた横磁化は、全てリフェイズされ、その和として表される巨視的磁化について信号量の減衰は生じない。

一方、分子拡散がある場合、一旦ディフェイズされた横磁化は、リフェイズするタイミングでは既に位置が変わっている。このため、このような横磁化では、ディフェイズされる量とリフェイズされる量とが異なり、完全にはリフェイズされない。従って、巨視的磁化の信号量が減衰する。

なお、その減衰量は、分子拡散の激しさと、拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４のｂ値を用いて、以下の式（１）で表される。

ここで、Ｓ（ｂ）は、ｂ値がｂのときの信号強度、Ｓ₀はｂ値が０のときの信号強度、Ｄは拡散係数である。

なお、ｂ値［ｓ／ｍｍ²］は、ＭＰＧパルスの印加強度と印加時間に関するパラメータである拡散因子である。ｂ値は、拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４の印加強度Ｇと印加時間δと、印加間隔Δと、によって決まる値で、以下の式（２）により計算される。

ここで、τは、周波数選択励起パルス（ＲＦＣ１）３１１の照射から、周波数選択フリップバックパルス（ＲＦＣ３）３１３の照射までの時間［ｓ］、γは、核磁気回転比［Ｈｚ／μＴ］、Ｇ（τ）は、時刻τでの傾斜磁場印加強度［μＴ／ｍｍ］である。特に、ｂ値は、拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４が２つのパルスで印加される場合、以下の式（３）により計算される。

ここで、Ｇは拡散傾斜磁場の印加強度［μＴ／ｍｍ］、δは１つの拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４の印加時間［ｓ］、Δは２つの拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４の印加間隔［ｓ］である。

一般に、白質や灰白質などに代表される脳実質内の水は、細胞壁によって拡散範囲が制約される制限拡散である。一方、脳脊髄液内の水は、細胞によって制約を受けない略液体のため，自由拡散に近い。従って、脳脊髄液の拡散係数Ｄは、脳実質内の水の拡散係数Ｄより数倍大きい。このため、拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４を印加することにより、脳実質の水信号に対して、脳脊髄液の水信号を低減することができる。

なお、印加する拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４の大きさを規定するｂ値は、シミュレーション結果等から所望の抑制効果のある値を見積もり、ハードウェアで実現可能な範囲の値に設定する。

また、図６の例では、拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４およびスポイラー傾斜磁場（Ｇｃ）３１５は、ｘ、ｙ、ｚ方向の全ての軸に印加しているが、これに限定されない。拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４およびスポイラー傾斜磁場（Ｇｃ）３１５は、ｘ軸、ｙ軸、ｚ軸の少なくとも１軸方向に印加するだけでもよい。また、周波数選択励起パルス（ＲＦＣ１）３１１のフリップ角αは９０°以外の任意の値に設定してもよい。

＜信号計測シーケンス＞
次に、信号計測部２１２が実行する信号計測シーケンスの一例について説明する。本実施形態では、信号計測シーケンスとして、例えば、ＭＲＳシーケンスおよびＭＲＳＩシーケンスのいずれかを用いる。ここでは、代謝物を画像化する領域選択型磁気共鳴スペクトロスコピックイメージングのパルスシーケンス（以降、ＭＲＳＩシーケンスと呼ぶ）を例にあげて説明する。

図７は、ＭＲＳＩパルスシーケンス（信号計測シーケンス）４２０の一例である。以下、図７において、Ａ／Ｄは、信号の計測期間を示す。以下、本明細書において、同様とする。

図７に示すＭＲＳＩパルスシーケンス４２０は、公知のＭＲＳＩパルスシーケンスと同じであり、１つの高周波磁場パルスである励起パルス（ＲＦ１）と、２つの反転パルス（ＲＦ２）および（ＲＦ３）とを用いて、所定の関心領域（ボクセル）を選択的に励起し、この関心領域（ボクセル）からＦＩＤ信号（自由誘導減衰）ＦＩＤ１を得る。

このＭＲＳＩパルスシーケンス４２０に従って、励起される領域を図８（ａ）〜図８（ｃ）に示す。図８（ａ）〜図８（ｃ）は、信号計測に先立って行われる計測により得る、位置決め用スカウト画像であって、それぞれ、図８（ａ）はトランス像４１１、図８（ｂ）はサジタル像４１２、図８（ｃ）はコロナル像４１３である。以下、各部の動作と励起される領域との関係を図７および図８を用いて説明する。

まず励起パルス（ＲＦ１）とｚ軸方向の傾斜磁場パルス（Ｇｓ１−１）、（Ｇｓ１−２）とを印加して、ｚ軸に直交する断面（以下、単にｚ方向の断面と呼ぶ。）４０１を励起する。ＴＥ／４（ここで、ＴＥはエコー時間）時間後に、反転パルス（ＲＦ２）とｙ軸方向の傾斜磁場パルス（Ｇｓ２）とを印加する。その結果、ｚ方向の断面４０１とｙ軸に直交する断面（ｙ方向の断面）４０２とが交差する領域における核磁化の位相のみがリフェイズする（戻る）。

続いて、反転パルス（ＲＦ２）の印加からＴＥ／２後に反転パルス（ＲＦ３）とｘ軸方向の傾斜磁場パルス（Ｇｓ３）とを印加する。それによって、ｚ方向の断面４０１、ｙ方向の断面４０２、ｘ軸に直交する断面（ｘ方向の断面）４０３が交差する関心領域４０４における核磁化の位相のみがリフェイズされ、ここから自由誘導減衰信号（ＦＩＤ１）が生じる。この自由誘導減衰信号（ＦＩＤ１）を計測する。

なお、各方向の傾斜磁場パルス（Ｇｄ１−１）、（Ｇｄ２−１）、（Ｇｄ３−１）（Ｇｄ１−２）、（Ｇｄ２−２）、および、（Ｇｄ３−２）は、励起パルス（ＲＦ１）で励起された核磁化の位相をリフェイズし、反転パルス（ＲＦ２）および反転パルス（ＲＦ３）で励起された核磁化の位相をディフェイズするための傾斜磁場である。また、反転パルス（ＲＦ３）の後には、位相エンコード傾斜磁場パルス（Ｇｐ１）および位相エンコード傾斜磁場パルス（Ｇｐ２）を印加する。以上により、関心領域４０４の核磁気共鳴信号を得る。

＜温度情報算出＞
次に、温度情報算出部２２０による温度情報算出処理ついて説明する。図９は、本実施形態の温度情報算出処理の流れを説明するための処理フローである。本実施形態では、水およびＮＡＡのスペクトルピークを、モデル関数でフィッティングし、各々の共鳴周波数を算出し、その差を温度に換算する。

まず、スペクトル算出部２２１は、信号計測シーケンスで得た、水の核磁気共鳴信号およびＮＡＡの核磁気共鳴信号を、それぞれ、時間方向にフーリエ変換し、水のスペクトルおよびＮＡＡのスペクトルを算出する（ステップＳ１２０１）。

次に、共鳴周波数算出部２２２は、水のスペクトルピークおよびＮＡＡのスペクトルピークを、モデル関数にフィッティングし、それぞれの共鳴周波数を算出する（ステップＳ１２０２）。

モデル関数には、例えば、以下の式（４）に示すローレンツ型関数を用いる。

ここで、νは周波数、Ｌ_iは信号強度、ν_iは対象とする物質の共鳴周波数、ａ_iはスペクトルピークの半値幅、Ｉ_iはスペクトルピークの高さ、φ_iは位相、ｃは定数項である。

計測した、水のスペクトルピークおよびＮＡＡのスペクトルピークを、それぞれ、式（４）で示されるモデル関数にフィッティングし、パラメータの共鳴周波数ν_iとして、水の共鳴周波数ν_WとＮＡＡの共鳴周波数ν_NAAとを、それぞれ得る。

その後、温度換算部２２３は、水の共鳴周波数とＮＡＡの共鳴周波数との差（共鳴周波数差）Δνを算出する（ステップＳ１２０３）。

そして、温度換算部２２３は、周波数差を温度に換算する温度換算式を用いて、算出した共鳴周波数差を温度に換算する（ステップＳ１２０４）。温度換算式は、例えば、以下の式（５）を用いる。
Ｔ＝Ａ×Δν＋Ｂ ・・・（５）
ここで、Ｔは温度、Ａは温度／周波数の次元を持つ係数、Ｂは定数項である。式（５）のＡおよびＢは、文献に記された公知の値や、実験的に求めた値を用いる。

＜計算機シミュレーション＞
次に、本実施形態の脳脊髄液抑制シーケンス３１０を信号計測シーケンス４２０の直前に実行することにより、脳脊髄液からの信号が抑えられることを計算機シミュレーションにて示す。図１０に、脳脊髄液抑制シーケンス３１０に続き、信号計測シーケンス４２０を実行し、脳脊髄液からの信号を取得するシミュレーション結果と、同白質からの信号を取得するシミュレーション結果を示す。

このとき、脳脊髄液モデルのＴ₁、Ｔ₂、拡散係数Ｄをそれぞれ４０００［ｍｓ］、２０００［ｍｓ］、３．０×１０^-3［ｍｍ²／ｓ］、白質モデルのＴ₁、Ｔ₂、拡散係数Ｄをそれぞれ５５６［ｍｓ］、７９［ｍｓ］、０．７×１０^-3［ｍｍ²／ｓ］とした。また、脳脊髄液抑制シーケンス３１０における周波数選択励起パルス（ＲＦＣ１）３１１のフリップ角を５°、時間ｔ_eを８０［ｍｓ］とし、信号計測シーケンス４２０における繰り返し時間ＴＲを１５００［ｍｓ］、エコー時間ＴＥを３５［ｍｓ］とした。

図１０は、拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４のｂ値を変化させたときの脳脊髄液の信号強度と白質の信号強度とをプロットしたグラフである。信号強度は、脳脊髄液モデルおよび白質モデルの核磁化の大きさ（プロトン密度）を１００％として規格化したものである。

図１０に示すように、白質からの信号に対して、脳脊髄液からの信号が小さくなっていることがわかる。また、白質の信号強度は、ｂ値を変化させても大きく変わらないことがわかる。一方、脳脊髄液の信号強度は、ｂ値を大きくするほど低下していき、ｂ値がおよそ１０００［ｓ／ｍｍ²］以上になるとほぼ一定の値となることがわかる。

以上の結果より、本実施形態の手法によれば、白質などの脳実質からの信号に対して脳脊髄液からの信号を抑制できることが示された。所定の値以下では、ｂ値を大きくすればするほど、抑制効果は向上することが示された。従って、本実施形態によれば、脳脊髄液からの信号が抑制された状態で、信号計測がなされるため、得られる水のスペクトルピークの歪みが低減する。そして、歪みの少ないピークに基づいて温度が算出されるため、生体内の温度測定精度が向上する。

以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、脳脊髄液からの核磁気共鳴信号を抑制する脳脊髄液抑制シーケンス３１０を実行する脳脊髄液信号抑制部２１１と、前記脳脊髄液抑制シーケンス３１０直後に、水および所望の代謝物質の核磁気共鳴信号をそれぞれ計測する信号計測シーケンス４２０を実行する信号計測部２１２と、前記信号計測シーケンス４２０で得た水および所望の代謝物質の核磁気共鳴信号から被検体の温度情報を算出する温度情報算出部２２０と、を備える。

そして、前記脳脊髄液抑制シーケンス３１０は、水の核磁化のみを選択的に励起する周波数選択励起パルス３１１と、水の横磁化のみを選択的に反転させる周波数選択反転パルス３１２と、水の横磁化を縦磁化に変換する周波数選択フリップバックパルス３１３と、前記周波数選択反転パルス３１２の前後に印加される前記脳脊髄液からの核磁気共鳴信号を減衰させる拡散強調傾斜磁場パルス３１４と、を含む。

このように、本実施形態では、信号計測実行前に、代謝物からの信号には影響を及ぼさず、脳脊髄液信号を抑制する脳脊髄液抑制シーケンスを実行する。本実施形態では、脳脊髄液の拡散係数Ｄが、脳実質内の水の拡散係数Ｄより数倍大きいことを利用し、水の核磁化のみに作用する周波数選択パルスと、拡散強調傾斜磁場パルスとにより、脳脊髄液からの核磁気共鳴信号の抑制を実現する。そして、脳脊髄液からの信号を抑制した状態で、水信号を計測する。

これにより、脳脊髄液信号による水のスペクトルピークの歪みを低減することができる。そして、歪みの少ないスペクトルピークを得ることができ、これを用いて算出する生体内の温度計測精度を向上させることができる。

＜脳脊髄液抑制シーケンスの他の例＞
なお、脳脊髄液信号抑制部２１１が実行する脳脊髄液抑制シーケンスは、上記脳脊髄液抑制シーケンス３１０に限定されない。ここで、他の例を説明する。図１１は、本実施形態の脳脊髄液抑制シーケンス３２０の一例である。

図１１に示すように、この脳脊髄液抑制シーケンス３２０は、水の核磁化のみを選択的に励起する狭帯域の周波数選択励起パルス（ＲＦＣ１）３１１と、複数の、水の横磁化のみを選択的に反転させる狭帯域の周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２と、水の横磁化を縦磁化に変換する周波数選択フリップバックパルス（ＲＦＣ３）３１３と、各周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２の前後に印加される脳脊髄液からの核磁気共鳴信号を減衰させる拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４と、周波数選択フリップバックパルス（ＲＦＣ３）３１３の照射後、残留する水の横磁化成分をスポイルするスポイラー傾斜磁場（Ｇｃ）３１５と、を備える。

このとき、複数の周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２は、周波数選択励起パルス（ＲＦＣ１）３１１と周波数選択フリップバックパルス（ＲＦＣ３）３１３との間に、連続して照射される。また、１つの周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２の前後に印加される１組の拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４は、周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２毎に、交互に極性を変えて印加される。なお、図１１では、周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２を２回照射する場合を例示する。

周波数選択励起パルス（ＲＦＣ１）３１１と周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２との照射間隔、および、周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２と周波数選択フリップバックパルス（ＲＦＣ３）３１３との照射間隔は、それぞれ、ｔ_eとする。そして、各周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２の照射間隔は、２ｔ_eとする。

脳脊髄液信号抑制部２１１は、まず、水の核磁化のみを選択的に励起する狭帯域の周波数選択励起パルス（ＲＦＣ１）３１１を照射する。このとき周波数選択励起パルス（ＲＦＣ１）３１１のフリップ角αは、脳脊髄液抑制シーケンス３１０同様、予め定めた値αに設定される。これにより、脳脊髄液を含めたすべての水が励起され横磁化が生成される。

そして、ｔ_e時間後に、周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２を照射し、脳脊髄液を含めたすべての水の横磁化を反転させる。さらに、２ｔ_e時間後に、再び、周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２を照射し、脳脊髄液を含めたすべての水の横磁化を反転させる。なお、本シーケンスにおいても、周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２のフリップ角は、１８０°に設定される。図１１では、１回目に照射する周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）を、３１２−１、２回目に照射する周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）を３１２−２で示す。

その後、ｔ_e時間後に、周波数選択フリップバックパルス（ＲＦＣ３）３１３を照射し、脳脊髄液を含めたすべての水の横磁化を縦磁化に変換する。このとき、周波数選択フリップバックパルス（ＲＦＣ３）３１３のフリップ角は、９０°に設定される。

周波数選択フリップバックパルス（ＲＦＣ３）３１３を照射したのち、スポイラー傾斜磁場（Ｇｃ）３１５を印加する。

なお、脳脊髄液抑制シーケンス３２０では、２つの周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２各々の前後に拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４を印加する。図１１では、周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２−１の前後に印加する拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）を、３１４−１、周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２−２の前後に印加する拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）を、３１４−２と示す。

拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４−１と、拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４−２とは、極性を反転させて、印加される。図１１では、拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４−１を正極性で、拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４−２を、負極性で印加する場合を例示する。既に述べたように、これらの拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４−１、３１４−２を印加することにより脳脊髄液の信号を抑制することができる。

周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２の照射数は、この脳脊髄液抑制シーケンス３２０全体で印加される拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４のｂ値の合計が、目的とするｂ値を達成するよう決定される。

また、本脳脊髄液抑制シーケンス３２０においても、拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４は、ｘ軸、ｙ軸、ｚ軸の少なくとも１軸方向に印加されればよい。

上述の脳脊髄液抑制シーケンス３１０に比べ、本脳脊髄液抑制シーケンス３２０の方が脳脊髄液抑制シーケンスの時間が延長するものの、周波数選択反転パルス（ＲＦＣ２）３１２と、拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４との組を、複数回印加することができる。例えば、装置の制約などにより、１回の拡散強調傾斜磁場パルス（Ｇｄ）３１４により、所望のｂ値を達成できない場合であっても、複数回繰り返すことにより、所望のｂ値を達成できる。従って、装置の制約によらず、脊髄液からの信号を抑制できる。

＜＜第二の実施形態＞＞
次に、本発明の第二の実施形態について説明する。第一の実施形態では、水の核磁化のみに作用する周波数選択パルスと、拡散強調傾斜磁場パルスとをプリパルスとして印加することにより脳脊髄液からの信号を抑制する。一方、本実施形態では、複数の周波数選択ＣＨＥＳＳパルスをプリパルスとして照射し、脳脊髄液からの信号を抑制する。

本実施形態のＭＲＩ装置１００は、基本的に第一の実施形態と同様の構成を有する。計算機１０９が実現する機能構成も同様である。ただし、上述のように、脳脊髄液からの信号を抑制するために印加するプリパルスが異なる。従って、脳脊髄液抑制シーケンスが異なる。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて、説明する。

本実施形態では、脳脊髄液抑制シーケンスとして、水の核磁化のみを選択的に励起する周波数選択励起パルス（ＣＨＥＳＳパルス）を少なくとも２回以上照射する。そして、各々のパルスの後に強度の異なるスポイラー傾斜磁場パルスを印加し、水信号の横磁化成分をスポイルする（位相分散させる）。これにより、Ｔ₁およびＴ₂の長い脳脊髄液の信号を抑制する。このとき、周波数選択励起パルスのフリップ角は所定の値βに設定する。

＜脳脊髄液抑制シーケンス例＞
本実施形態の脳脊髄液信号抑制部２１１が実行する脳脊髄液抑制シーケンスの一例を説明する。図１２は、本実施形態における脳脊髄液抑制シーケンス３３０の一例である。

図１２に示すように、本実施形態の脳脊髄液抑制シーケンス３３０は、複数の、水の核磁化のみを選択的に励起する周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１と、前記周波数選択励起パルスの印加毎に印加される、残留した水の横磁化成分をスポイルするスポイラー傾斜磁場パルス（Ｇｃ）３３２と、を備える。

周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１の照射数（パルス数）は、Ｎ（Ｎは、１以上の整数）とする。なお、複数の周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１の各々を区別する場合、ｎ番目（ｎは、１以上Ｎ以下の整数）に照射される周波数選択励起パルスを、（ＲＦＣｎ）３３１−ｎと表す。図１２には、Ｎ＝３の場合を例示する。

このとき、各周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１のフリップ角βは、所定の値に設定される。所定の値は、例えば、９０°とする。

各周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１の照射間隔は、ｔ_eとする。照射間隔ｔ_eは、周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１の照射時間と、スポイラー傾斜磁場Ｇｃの印加時間とを加味した上で、最も短い間隔（最小の時間）に設定する。周波数選択励起パルスの照射間隔ｔ_eを短く設定することにより、脳実質よりも長いＴ₁、Ｔ₂を持つ脳脊髄液の信号を抑制することができる。

周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１の照射数Ｎは、繰り返し時間ＴＲと信号計測シーケンスにかかる時間とにより定まる脳脊髄液抑制シーケンス３３０の実行可能時間内に、上述の照射間隔で照射可能な最大数とする。

なお、周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１の照射数ｎは、さらに比吸収率（ＳＡＲ：Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ Ｒａｔｅ）を考慮して、決定してもよい。すなわち、上述の最大数と、ＳＡＲの制約により定まる最大数の、小さい方の数を照射数とする。

スポイラー傾斜磁場（Ｇｃ）３３２の強度は、複数の周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１の照射によってグラジエントエコーやスピンエコー、スティミュレイテッドエコーが発生しないような強度にそれぞれ設定される。また、たとえば、各々のスポイラー傾斜磁場３３２の強度は、最初のスポイラー傾斜磁場３３２の強度に対して整数倍にならないような強度に設定する。

従って、本実施形態では、脳脊髄液信号抑制部２１１は、水の核磁化のみを選択的に励起する狭帯域の周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１を、時間間隔ｔ_eだけ空けて、Ｎ回照射する。また、各周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１の照射後、残留した水の横磁化成分をスポイルするスポイラー傾斜磁場パルス（Ｇｃ）３３２を、それぞれ、印加する。

＜温度計測処理＞
本実施形態の各部による温度計測処理の流れは、脳脊髄液抑制シーケンスとして、上記脳脊髄液抑制シーケンス３３０を用いる以外は、第一の実施形態と同様である。

＜フリップ角設定＞
なお、脳脊髄液信号抑制部２１１が、図１３に示すように、フリップ角設定部２３１を備え、このフリップ角設定部２３１が、以下に記す手順により、周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１のフリップ角βを設定してもよい。

ここでは、フリップ角設定部２３１は、実際の計測（本計測）時に用いるフリップ角を定めるために、初期設定されたフリップ角を予め定めた量だけ変更しながら、脳脊髄液抑制シーケンス３３０および信号計測シーケンス４２０と同じシーケンスを実行し、得られた水の核磁気共鳴信号群の近似曲線の特徴点に対応する値を、本計測で用いるフリップ角に設定する。なお、周波数選択励起パルスの照射数Ｎが偶数の場合、特徴点として、極小値をとる点を用い、同Ｎが奇数の場合、特徴点として、変曲点を用いる。

フリップ角設定部２３１が実行する周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１のフリップ角βの設定手順を、図１４の処理フローを用いて説明する。

まず、フリップ角設定部２３１は、周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１のフリップ角βを任意の値（初期値β０）に設定する（ステップＳ１４０１）。その後、脳脊髄液抑制シーケンス３３０と同じシーケンスを実行し（ステップＳ１４０２）、続いて、信号計測シーケンス４２０と同じシーケンスを実行（ステップＳ１４０３）し、水の核磁気共鳴信号を計測する。

フリップ角設定部２３１は、上記ステップＳ１４０１〜Ｓ１４０３を、周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１のフリップ角βを連続的に変えながら（ステップＳ１４０５）、予め設定した繰り返し回数Ｍ回、繰り返す（ステップＳ１４０４）。このとき、フリップ角の変更量Δβは、予め定めておく。なお、Ｍは、３以上の整数とする。

フリップ角設定部２３１は、Ｍ回の計測で得られたＭ個の水信号を用いて、周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１のフリップ角βに対する水信号曲線を算出する（ステップＳ１４０６）。連続的な水信号曲線は、Ｍ個の離散的な水信号値を、照射数Ｎと同じ次数のＮ次関数でフィッティングすることにより得る。

次に、フリップ角設定部２３１は、周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１の照射数ｎが偶数か否かを判定する（ステップＳ１４０７）。

偶数の場合は、Ｎ次関数の、フリップ角が９０°近傍の狭い範囲において、極小値をとるフリップ角βｍｉｎを算出し、周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１のフリップ角βとする（ステップＳ１４０８）。

奇数の場合は、Ｎ次関数の、フリップ角が９０°近傍の狭い範囲において、変曲点をとるフリップ角βｉｎｆを算出し、周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１のフリップ角βとする（ステップＳ１４０９）。

以上の手順により、フリップ角の空間的な不均一が被検体１０１ごとに異なる場合にも安定したフリップ角βを調整できる。

＜シミュレーション結果＞
次に、本実施形態の脳脊髄液抑制シーケンス３３０を、信号計測シーケンス４２０の直前に実行することにより、脳脊髄液からの信号が抑えられること、および、脳脊髄液抑制シーケンス３３０において、周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１の照射数が増加すればするほど、周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１のフリップ角βの設定誤差に強くなることを示す。

図１５（ａ）および図１５（ｂ）に、脳脊髄液抑制シーケンス３３０に続き、信号計測シーケンス４２０を実行し、脳脊髄液からの信号を取得するシミュレーション結果と、同白質からの信号を取得するシミュレーション結果を示す。

このとき、脳脊髄液モデルのＴ₁、Ｔ₂を、それぞれ４０００［ｍｓ］、２０００［ｍｓ］、白質モデルのＴ₁、Ｔ₂を、それぞれ５５６［ｍｓ］、７９［ｍｓ］とする。また、脳脊髄液抑制シーケンス３３０における周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１の照射間隔ｔ_eを３０［ｍｓ］、信号計測シーケンス４２０における繰り返し時間ＴＲを１５００［ｍｓ］、エコー時間ＴＥを３５［ｍｓ］とした。

図１５（ａ）は、照射数Ｎが４のときの、フリップ角βの誤差に対する脳脊髄液と白質の信号強度をプロットしたグラフである。図１５（ｂ）は、照射数Ｎが８のときの、フリップ角βの誤差に対する脳脊髄液と白質の信号強度をプロットしたグラフである。信号強度は、脳脊髄液モデルおよび白質モデルの核磁化の大きさ（プロトン密度）を１００％として規格化したものである。

図１５（ａ）および図１５（ｂ）に示すように、白質からの信号に対して脳脊髄液からの信号が小さくなっていることがわかる。また、照射数Ｎを４から８に増やすことにより、脳脊髄液の抑制効果の高いフリップ角誤差範囲が広がることがわかる。

以上の結果より、本実施形態の手法によれば、白質などの脳実質の信号に対して脳脊髄液の信号を抑制できることが示された。従って、本実施形態によれば、脳脊髄液からの信号が抑制された状態で、信号計測がなされるため、得られる水のスペクトルピークの歪みが低減する。そして、歪みの少ないピークに基づいて温度が算出されるため、生体内の温度測定精度が向上する。

以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、脳脊髄液からの核磁気共鳴信号を抑制する脳脊髄液抑制シーケンス３３０を実行する脳脊髄液信号抑制部２１１と、前記脳脊髄液抑制シーケンス３３０直後に、水および所望の代謝物質の核磁気共鳴信号をそれぞれ計測する信号計測シーケンス４２０を実行する信号計測部２１２と、前記信号計測シーケンス４２０で得た水および所望の代謝物質の核磁気共鳴信号から被検体の温度情報を算出する温度情報算出部２２０と、を備える。

そして、前記脳脊髄液抑制シーケンス３３０は、水の核磁化のみを選択的に励起する複数の周波数選択励起パルス３３１と、前記周波数選択励起パルス３３１の印加毎に印加される、残留した水の横磁化成分をスポイルするスポイラー傾斜磁場パルス３３２と、を含む。

本実施形態によれば、第一の実施形態同様、脳脊髄液信号による水のスペクトルピークの歪みを低減することができ、これを用いて算出する生体内の温度計測精度を向上させることができる。

さらに、本実施形態によれば、周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１の数を増やすことにより、第一の実施形態に比べて周波数選択励起パルス（ＲＦＣ）３３１のフリップ角に空間的な不均一があっても脳脊髄液信号を抑制できる。

１００：ＭＲＩ装置、１０１：被検体、１０２：静磁場コイル、１０３：傾斜磁場コイル、１０４：シムコイル、１０５：送信コイル、１０６：受信コイル、１０７：送信機、１０８：受信機、１０９：計算機、１１０：ディスプレイ、１１１：外部記憶装置、１１２：傾斜磁場用電源部、１１３：シム用電源部、１１４：シーケンス制御装置、１１５：入力装置、１２０：ＭＲＩ装置、１３０：ＭＲＩ装置、２１０：計測制御部、２１１：脳脊髄液信号抑制部、２１２：信号計測部、２２０：温度情報算出部、２２１：スペクトル算出部、２２２：共鳴周波数算出部、２２３：温度換算部、２３１：フリップ角設定部、３１０：脳脊髄液抑制シーケンス、３２０：脳脊髄液抑制シーケンス、３３０：脳脊髄液抑制シーケンス、４０１：ｚ方向の断面、４０２：ｙ方向の断面、４０３：ｘ方向の断面、４０４：関心領域、４１１：トランス像、４１２：サジタル像、４１３：コロナル像、４２０：信号計測シーケンス、９０１：ボクセル位置、９０２：ボクセル位置、９０３：ボクセル位置、９０４：関心領域、９１１：スペクトルピーク、９１２：スペクトルピーク、９１３：スペクトルピーク

Claims (14)

1. 脳脊髄液からの核磁気共鳴信号を抑制する脳脊髄液抑制シーケンスを実行する脳脊髄液信号抑制部と、
   前記脳脊髄液抑制シーケンス直後に、水および所望の代謝物質の核磁気共鳴信号をそれぞれ計測する信号計測シーケンスを実行する信号計測部と、
   前記信号計測シーケンスで得た水および所望の代謝物質の核磁気共鳴信号から被検体の温度情報を算出する温度情報算出部と、を備えること
   を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
2. 請求項１記載の磁気共鳴撮影装置であって、
   前記脳脊髄液抑制シーケンスは、
   水の核磁化のみを選択的に励起する周波数選択励起パルスと、
   水の横磁化のみを選択的に反転させる周波数選択反転パルスと、
   水の横磁化を縦磁化に変換する周波数選択フリップバックパルスと、
   前記周波数選択反転パルスの前後に印加される前記脳脊髄液からの核磁気共鳴信号を減衰させる拡散強調傾斜磁場パルスと、を含むこと
   を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
3. 請求項２記載の磁気共鳴撮影装置であって、
   前記周波数選択反転パルスは複数であり、
   前記拡散強調傾斜磁場パルスは、前記周波数選択反転パルス毎に、交互に極性を変えて印加されること
   を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
4. 請求項１記載の磁気共鳴撮影装置であって、
   前記脳脊髄液抑制シーケンスは、
   水の核磁化のみを選択的に励起する複数の周波数選択励起パルスと、
   前記周波数選択励起パルスの印加毎に印加される、残留した水の横磁化成分をスポイルするスポイラー傾斜磁場パルスと、を含むこと
   を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
5. 請求項２または３記載の磁気共鳴撮影装置であって、
   前記拡散強調傾斜磁場パルスは、ｘ軸、ｙ軸、ｚ軸の少なくとも１軸方向に印加されること
   を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
6. 請求項２または３記載の磁気共鳴撮影装置であって、
   前記周波数選択励起パルスのフリップ角は、９０°以下であり、
   前記周波数選択反転パルスのフリップ角は、１８０°であり、
   前記周波数選択フリップバックパルスのフリップ角は、９０°であること
   を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
7. 請求項４記載の磁気共鳴撮影装置であって、
   前記周波数選択励起パルスのフリップ角は、９０°であること
   を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
8. 請求項４記載の磁気共鳴撮影装置であって、
   脳脊髄液信号抑制部は、前記周波数選択励起パルスのフリップ角を設定するフリップ角設定部をさらに備え、
   前記フリップ角設定部は、初期設定されたフリップ角を予め定めた量だけ変更しながら、前記脳脊髄液抑制シーケンスおよび前記信号計測シーケンスと同じシーケンスを実行し、得られた水の核磁気共鳴信号群の近似曲線の特徴点に対応する値を、本計測で用いる前記周波数選択励起パルスのフリップ角に設定すること
   を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
9. 請求項３記載の磁気共鳴撮影装置であって、
   前記周波数選択反転パルスの照射数は、印加される前記拡散強調傾斜磁場パルスのｂ値の合計が、所望の値になるよう決定されること
   を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
10. 請求項４記載の磁気共鳴撮影装置であって、
    前記周波数選択励起パルスの照射間隔は、当該周波数選択励起パルスの照射時間および前記スポイラー傾斜磁場パルスの印加時間により定まる最小の時間であり、
    前記周波数選択励起パルスの照射数は、繰り返し時間により定まる前記脳脊髄液抑制シーケンスの実行可能時間内に照射可能な最大数であること
    を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
11. 請求項４記載の磁気共鳴撮影装置であって、
    前記周波数選択励起パルスの照射間隔は、当該周波数選択励起パルスの照射時間および前記スポイラー傾斜磁場パルスの印加時間により定まる最小の時間であり、
    前記周波数選択励起パルスの照射数は、繰り返し時間により定まる前記脳脊髄液抑制シーケンスの実行可能時間内に照射可能な最大数以下であり、かつ、比吸収率の制約を超えない数であること
    を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
12. 請求項１記載の磁気共鳴撮影装置であって、
    前記温度情報算出部は、
    信号計測シーケンスで得た水および所望の代謝物質の核磁気共鳴信号をスペクトルに変換するスペクトル算出部と、
    前記変換したスペクトルから、水および代謝物質の共鳴周波数をそれぞれ得る共鳴周波数算出部と、
    前記水の共鳴周波数および前記代謝物質の共鳴鳴周波数の差を温度に換算し、被検体の温度情報を得る温度換算部と、を備えること
    を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
13. 請求項１記載の磁気共鳴撮影装置であって、
    前記信号計測シーケンスは、ＭＲＳ（ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ）シーケンスおよびＭＲＳＩ（ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｉｃ ｉｍａｇｉｎｇ）シーケンスのいずれかであること
    を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
14. 脳脊髄液からの核磁気共鳴信号を抑制する脳脊髄液抑制シーケンスを実行後、水および所望の代謝物質の核磁気共鳴信号をそれぞれ計測する信号計測シーケンスを実行し、
    得られた前記水の核磁気共鳴信号および前記代謝物質の核磁気共鳴信号を、それぞれ、フーリエ変換し、水のスペクトルおよび前記代謝物質のスペクトルを算出し、
    算出された前記水のスペクトルおよび前記代謝物質のスペクトルから、それぞれ、水の共鳴周波数および前記代謝物質の共鳴周波数を算出し、
    算出した前記水の共鳴周波数および前記代謝物質の共鳴周波数の差を算出し、
    得られた共鳴周波数の差を温度に換算することにより、温度情報を得る、
    温度情報計測方法。

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