JPH0871058A - 磁気共鳴映像装置 - Google Patents
磁気共鳴映像装置Info
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- JPH0871058A JPH0871058A JP6212984A JP21298494A JPH0871058A JP H0871058 A JPH0871058 A JP H0871058A JP 6212984 A JP6212984 A JP 6212984A JP 21298494 A JP21298494 A JP 21298494A JP H0871058 A JPH0871058 A JP H0871058A
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- G—PHYSICS
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 本発明は、被検体の機能的な情報を非侵襲、
かつ正確に得ることのできる磁気共鳴映像装置を提供す
ることを目的とする。 【構成】 本発明による磁気共鳴映像装置は、被検体の
機能的な情報を敏感に捕える事ができる撮像法により画
像を撮像する手段、画像から被検体の動きの影響等を受
けることなく被検体の機能情報を検出する手段、検出し
た情報を表示する手段より構成される。
かつ正確に得ることのできる磁気共鳴映像装置を提供す
ることを目的とする。 【構成】 本発明による磁気共鳴映像装置は、被検体の
機能的な情報を敏感に捕える事ができる撮像法により画
像を撮像する手段、画像から被検体の動きの影響等を受
けることなく被検体の機能情報を検出する手段、検出し
た情報を表示する手段より構成される。
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。
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。
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。
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Magnetic Resonance in Medicine 14,
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Magnet
ic Resonance in Medicine 24,375-383(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。
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Magnet
ic Resonance in Medicine 24,375-383(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 Meedicine 2
3,37-45(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。
3,37-45(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. Sc
i. USA 89,5675-5679(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。
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. Sc
i. USA 89,5675-5679(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、Magnetic Resonance Imaging 11,451-459(1993）
に記載されているｐａｉｒｅｄ ｔ−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。
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、Magnetic Resonance Imaging 11,451-459(1993）
に記載されているｐａｉｒｅｄ ｔ−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０５−２２７５
９号に記載されている。
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０５−２２７５
９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（deoxyhemoglobi
n)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（Feild Echo）など、磁化率（Ma
gnetic 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。
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（deoxyhemoglobi
n)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（Feild Echo）など、磁化率（Ma
gnetic 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
ることで上記の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。
ることで上記の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。
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。
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。
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。
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、その第１の目的は、脳機
能画像、血管画像及び形態画像を短時間で得ることので
きる磁気共鳴映像装置を提供することである。
るためになされたものであり、その第１の目的は、脳機
能画像、血管画像及び形態画像を短時間で得ることので
きる磁気共鳴映像装置を提供することである。
【００１６】また、第２の目的は、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。
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。
【００１７】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本願第１の発明は、被検体に一様な静磁場を印加す
ると共に、所定のパルスシーケンスで高周波磁場及び勾
配磁場を印加し、被検体からの核磁気共鳴信号を検出し
て映像化する磁気共鳴映像装置において、前記所定のパ
ルスシーケンスは、前記被検体所望部位の血流部分から
の信号を強調したデータを収集する第１のデータ収集手
段と、前記被検体所望部位の被検体の形態情報を求める
ためのデータを収集する第２のデータ収集手段と、前記
被検体所望部位の血流量の変化による磁場不均一性の変
化が強調されたデータを収集する第３のデータ収集手段
と、を一連の流れの中に含むことが特徴である。
め、本願第１の発明は、被検体に一様な静磁場を印加す
ると共に、所定のパルスシーケンスで高周波磁場及び勾
配磁場を印加し、被検体からの核磁気共鳴信号を検出し
て映像化する磁気共鳴映像装置において、前記所定のパ
ルスシーケンスは、前記被検体所望部位の血流部分から
の信号を強調したデータを収集する第１のデータ収集手
段と、前記被検体所望部位の被検体の形態情報を求める
ためのデータを収集する第２のデータ収集手段と、前記
被検体所望部位の血流量の変化による磁場不均一性の変
化が強調されたデータを収集する第３のデータ収集手段
と、を一連の流れの中に含むことが特徴である。
【００１８】また、本願第２の発明は、被検体に一様な
静磁場を印加すると共に、所定のパルスシーケンスで高
周波磁場及び勾配磁場を印加し、被検体からの核磁気共
鳴信号を検出して映像化する磁気共鳴映像装置におい
て、被検体安静時と被検体刺激時の磁気共鳴画像をそれ
ぞれ１枚以上撮影する撮影手段と、前記被検体安静時、
被検体刺激時に撮影されたそれぞれの画像から有効であ
るものを選択する選択手段と、前記選択手段にて選択さ
れた安静時、刺激時の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。
静磁場を印加すると共に、所定のパルスシーケンスで高
周波磁場及び勾配磁場を印加し、被検体からの核磁気共
鳴信号を検出して映像化する磁気共鳴映像装置におい
て、被検体安静時と被検体刺激時の磁気共鳴画像をそれ
ぞれ１枚以上撮影する撮影手段と、前記被検体安静時、
被検体刺激時に撮影されたそれぞれの画像から有効であ
るものを選択する選択手段と、前記選択手段にて選択さ
れた安静時、刺激時の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。
【００１９】
【作用】本願第１の発明によれば、磁気共鳴映像装置に
おいて目的とする脳機能画像と、診断の際に参照画像と
して必要となる血管画像、形態画像を同時に撮影できる
ため、三者を別々に撮影するのに比べて全体の収集時間
を大幅に短縮することができる。また、三者の情報を同
時収集ができるため、別々に撮影したときには被検体者
の動きなどでどうしても避けられない画像間の位置ズレ
を最小限にとどめ、脳機能画像や血管画像との重ね合わ
せ画像や差分画像の精度を向上させることが可能とな
り、機能の活性化部位を精密に決定できる。
おいて目的とする脳機能画像と、診断の際に参照画像と
して必要となる血管画像、形態画像を同時に撮影できる
ため、三者を別々に撮影するのに比べて全体の収集時間
を大幅に短縮することができる。また、三者の情報を同
時収集ができるため、別々に撮影したときには被検体者
の動きなどでどうしても避けられない画像間の位置ズレ
を最小限にとどめ、脳機能画像や血管画像との重ね合わ
せ画像や差分画像の精度を向上させることが可能とな
り、機能の活性化部位を精密に決定できる。
【００２０】また、本願第２の発明によれば、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。
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。
【００２１】
【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。
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。
【００２２】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。
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。
【００２３】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。
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。
【００２４】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。
（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。
【００２５】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。
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。
【００２６】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、Ｔ
１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（Time of Flight）
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。
ているようにシーケンス繰り返し時間ＴＲを短縮し、Ｔ
１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（Time of Flight）
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。
【００２７】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２
３，２４，２５により順次フィールドエコー２８，２
９，３０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。
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２
３，２４，２５により順次フィールドエコー２８，２
９，３０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。
【００２８】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。
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。
【００２９】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。
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。
【００３０】上記パネルシーケンスは、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。
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。
【００３１】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Ｒ
Ｆ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。
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Ｒ
Ｆ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。
【００３２】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ＩnterleaveＥ
ＰＩ）を適用することも可能である。
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ＩnterleaveＥ
ＰＩ）を適用することも可能である。
【００３３】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。
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。
【００３４】
【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。
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。
【００３５】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、ライセン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。
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、ライセン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。
【００３６】脳機能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。
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。
【００３７】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。
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。
【００３８】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。
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。
【００３９】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。
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。
【００４０】刺激装置１８は、システムコントローラ１
４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。
４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。
【００４１】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。
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。
【００４２】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
ネル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１
０〜４０°である。
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
ネル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１
０〜４０°である。
【００４３】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。
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。
【００４４】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。
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。
【００４５】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。
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。
【００４６】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。
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。
【００４７】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。
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。
【００４８】
【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。
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。
【００４９】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
ータにつていて、次の（２）〜（４）式で定義されるｔ
値Ｔ
／負荷時の画像集団）の有効なピクセル毎に前記有効デ
ータにつていて、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。
各有効なピクセル毎の有効データの数である。
【００５０】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。
（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。
【００５１】
【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、ｐａｉｒｅｄ ｔ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。
の有効データに対して、ｐａｉｒｅｄ ｔ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。
【００５２】
【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。
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。
【００５３】
【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。
し、その部位を活性化領域とする。
【００５４】
【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。
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。
【００５５】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
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。
用いることも可能である。
【００５６】
【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。
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。
【００５７】
【発明の効果】この発明によれば、脳機能画像と血管画
像と形態画像の全体の撮影時間を短縮すると同時に画像
間の位置ズレを抑止することで、計算画像で生じる位置
ズレに伴う偽像を低減し形態画像の上に重ね合わせた画
像の精度を向上させて刺激に対する脳機能部位を精度良
く求めることができる。
像と形態画像の全体の撮影時間を短縮すると同時に画像
間の位置ズレを抑止することで、計算画像で生じる位置
ズレに伴う偽像を低減し形態画像の上に重ね合わせた画
像の精度を向上させて刺激に対する脳機能部位を精度良
く求めることができる。
【００５８】また、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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
フローチャートである。
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
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
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 久原 重英 神奈川県川崎市幸区小向東芝町１ 株式会 社東芝研究開発センター内
Claims (5)
- 【請求項１】 被検体に一様な静磁場を印加すると共
に、所定のパルスシーケンスで高周波磁場及び勾配磁場
を印加し、被検体からの核磁気共鳴信号を検出して映像
化する磁気共鳴映像装置において、前記所定のパルスシ
ーケンスは、 前記被検体所望部位の血流部分からの信号を強調したデ
ータを収集する第１のデータ収集手段と、前記被検体所
望部位の被検体の形態情報を求めるためのデータを収集
する第２のデータ収集手段と、前記被検体所望部位の血
流量の変化による磁場不均一性の変化が強調されたデー
タを収集する第３のデータ収集手段と、 を一連の流れの中に含むことを特徴とする磁気共鳴映像
装置。 - 【請求項２】 請求項１記載の磁気共鳴映像装置におい
て、前記第１のデータ収集手段から得られる血管画像
と、第２のデータ収集手段から得れる形態画像と、第３
のデータ収集手段から得られる磁場不均一性が強調され
た画像を取得するための前記所定のパルスシーケンスの
各位相エンコード数及びスライスエンコード又はスライ
ス枚数を独立に制御する手段を具備したことを特徴とす
る磁気共鳴映像装置。 - 【請求項３】 請求項１又は２に記載の磁気共鳴映像装
置において、前記所定のパルスシーケンスの第１乃至第
３の各データ収集手段に係る選択励起幅をそれぞれ独立
に制御する手段を設けたことを特徴とする磁気共鳴映像
装置。 - 【請求項４】 脳不活性時において前記血管画像、形態
画像及び磁場不均一性が強調された画像を撮影する手段
と、 脳活性時において前記血管画像、形態画像及び磁場不均
一性が強調された画像を撮影する手段と、 脳不活性時と脳活性時の画像データから、両者の差分又
は両者の間の統計処理による差分画像を求める手段と、 前記差分画像、血管画像及び形態画像のそれぞれの間で
の周波数読み出し方向、位相エンコード方向及びスライ
ス方向のそれぞれから成るボクセルサイズのサイズ合わ
せを行う手段と、 前記差分画像、血管画像及び形態画像のうち少なくとも
２つを重ねて表示する手段と、 を有することを特徴とする請求項１乃至３記載の磁気共
鳴映像装置。 - 【請求項５】 被検体に一様な静磁場を印加すると共
に、所定のパルスシーケンスで高周波磁場及び勾配磁場
を印加し、被検体からの核磁気共鳴信号を検出して映像
化する磁気共鳴映像装置において、 被検体安静時と被検体刺激時の磁気共鳴画像をそれぞれ
１枚以上撮影する撮影手段と、前記被検体安静時、被検
体刺激時に撮影されたそれぞれの画像から有効であるも
のを選択する選択手段と、前記選択手段にて選択された
安静時、刺激時の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磁
気共鳴映像装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP21298494A JP3512482B2 (ja) | 1994-09-06 | 1994-09-06 | 磁気共鳴映像装置 |
| DE19532901A DE19532901B4 (de) | 1994-09-06 | 1995-09-06 | Verfahren und Gerät zum Abbilden physiologischer Funktionsinformation mit kernmagnetischer Resonanz (NMR) |
| US08/524,257 US5771893A (en) | 1994-09-06 | 1995-09-06 | Method and apparatus for nuclear magnetic resonance imaging of physiological function information |
| US09/016,267 US6002254A (en) | 1994-09-06 | 1998-01-30 | Method and apparatus for nuclear magnetic resonance imaging of physiological function information |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP21298494A JP3512482B2 (ja) | 1994-09-06 | 1994-09-06 | 磁気共鳴映像装置 |
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|---|---|---|---|
| JP2003189225A Division JP3699963B2 (ja) | 2003-07-01 | 2003-07-01 | 磁気共鳴映像装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0871058A true JPH0871058A (ja) | 1996-03-19 |
| JP3512482B2 JP3512482B2 (ja) | 2004-03-29 |
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ID=16631548
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| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP21298494A Expired - Lifetime JP3512482B2 (ja) | 1994-09-06 | 1994-09-06 | 磁気共鳴映像装置 |
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|---|---|
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| JP (1) | JP3512482B2 (ja) |
| DE (1) | DE19532901B4 (ja) |
Cited By (8)
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