JPH09168524A - 被検体内の温度変化を示す画像を作成する方法及び装置 - Google Patents

被検体内の温度変化を示す画像を作成する方法及び装置

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JPH09168524A
JPH09168524A JP8213947A JP21394796A JPH09168524A JP H09168524 A JPH09168524 A JP H09168524A JP 8213947 A JP8213947 A JP 8213947A JP 21394796 A JP21394796 A JP 21394796A JP H09168524 A JPH09168524 A JP H09168524A
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nmr
phase
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pulse
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Withdrawn
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JP8213947A
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English (en)
Inventor
Erika Schneider
エリカ・シュナイダー
Harvey Ellis Cline
ハーベイ・エリス・クライン
Dean Watkins Ronald
ロナルド・ディーン・ワトキンス
Sheila Srinivasan Washburn
シーラ・スリンバサン・ウォッシュバーン
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
General Electric Co
Original Assignee
General Electric Co
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/4804—Spatially selective measurement of temperature or pH

Abstract

(57)【要約】 【課題】 生体内組織の温度測定の精度を向上させるこ
とのできる被検体内の温度変化を示す画像を作成する方
法及び装置を提供する。 【解決手段】 本発明によれば、グラディエント−リコ
ールド・ダブル−エコー・パルス・シーケンスを用い
て、治療中の組織内の熱的な変化を示すＮＭＲ画像を生
成する。短いエコー時間ＴＥ1 を用いてレファランス位
相画像を生成する（１１８、１０７）と共に、より長い
エコー時間ＴＥ2 を用いて測定位相画像を生成する（１
１８、１０７）。これら２つの位相画像の対応するピク
セルにおける位相差情報を用いて、治療中に温度マップ
を生成する（１０７）。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明の分野は、核磁気共鳴（Ｎ
ＭＲ）作像の方法及びシステムである。具体的には、本
発明は、ＮＭＲ作像技術を用いた温度変化の生体内（in
vivo）測定に関する。
【０００２】
【従来の技術】人体組織のような物体が均一の磁場（分
極磁場Ｂ0 ）にさらされるとき、組織内のスピンの個々
の磁気モーメントは、この分極磁場に沿って整列しよう
とするが、各スピン固有のラーモア周波数において乱雑
な状態で磁場の周りを歳差運動している。物体、即ち組
織が、ｘ−ｙ平面内に存在すると共にラーモア周波数に
近い磁場（励起磁場Ｂ1 ）にさらされると、正味の整列
モーメントＭz は、ｘ−ｙ平面に向かって回転する、即
ち「傾斜する」ことが可能であって、その結果、正味の
横（方向）磁気モーメントＭt を発生する。励起したス
ピンによって信号が放出され、励起磁場Ｂ1 を停止させ
た後に、この信号を受信すると共に処理して画像を形成
することができる。
【０００３】これらの信号を利用して画像を生成すると
きに、磁場勾配（Ｇx 、Ｇy 及びＧ z ）が用いられる。
典型的には、作像される領域は、一連の測定サイクルに
よって走査されており、これらのサイクルにおいて、上
述の勾配は、使用されている特定の局在化方法に従って
変化する。結果として得られる１組の受信ＮＭＲ信号を
ディジタル化すると共に処理し、多くの周知の再構成技
術のうちの１つを用いて画像が再構成される。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】ＭＲ作像又はＮＭＲス
ペクトロスコピイが行われている物体内の熱的変化によ
って、磁化率の変化のためにスピン共鳴周波数がシフト
することが知られている。生体内における組織内の温度
変化を監視するための様々なＭＲ作像技術が提案されて
きた。これらの方法は、本質的に低い空間解像度を有す
る可能性があり、又は時間的に遅い。又、熱療法を受け
ている組織は、性質が変化することがあり、これらの変
化は、組織内の温度変化とは別個にＮＭＲ測定に影響を
及ぼすことがある。その結果、生体内ＮＭＲ温度測定
は、ファントム（擬似生体）に対して行われる測定より
も遥かに不正確となる。
【０００５】
【課題を解決するための手段】本発明は、生体内組織に
ついて、レファランス条件からの温度変化を示す温度マ
ップを生成する方法である。短いエコー時間（ＴＥ1 ）
を有するＮＭＲパルス・シーケンスを用いてレファラン
ス位相画像を生成し、次いで、長いエコー時間（ＴＥ
2 ）を有するＮＭＲパルス・シーケンスを用いて測定位
相画像を生成し、これらの２つの位相画像の各々のピク
セルにおける位相差又は複素数差を算出することにより
温度マップを生成する。
【０００６】本発明の一般的な目的は、生体内組織の温
度測定の精度を向上させることにある。２つのエコー時
間（ＴＥ1 及びＴＥ2 ）を、一方のエコー時間が、イン
・フェイズにある（位相が合っている）脂肪スピン及び
水スピンからの信号と時間一致するように選択すると共
に、他方のエコー時間が、アウト・オブ・フェイズにあ
る（位相が合っていない）これらの信号と時間一致する
ように選択することにより、得られる測定は、自己参照
的（self-referencing）になる。組織の種類の相違及び
治療中の組織内の変化に起因する不正確さが除去され
る。
【０００７】本発明のもう１つの目的は、治療行為中に
実時間で温度マップを生成することにある。位相画像
は、治療中に連続的に収集することのできる高空間解像
度を有する２次元フーリエ変換（２ＤＦＴ）ＮＭＲ画像
である。単一のダブル・エコー・パルス・シーケンスを
用いて、レファランス位相画像データ及び測定位相画像
データを両方とも収集することができる。代替的には、
最初の位相画像をレファランス位相画像として用い、シ
ングル・エコー・パルス・シーケンスを用いて複数の測
定位相画像を収集した後に、複数の更新された温度マッ
プを生成することができる。
【０００８】
【実施例】先ず、図１を参照すると、同図には、本発明
を組み込んだ好適なＭＲＩシステムの主要な構成要素が
示されている。システムの動作は、オペレータ・コンソ
ール１００から制御され、オペレータ・コンソール１０
０は、キーボード兼制御パネル１０２とディスプレイ１
０４とを含んでいる。コンソール１００はリンク１１６
を介して、独立した計算機システム１０７と交信してお
り、計算機システム１０７は、オペレータによるスクリ
ーン１０４上での画像の生成及び表示の制御を可能にし
ている。計算機システム１０７は、バックプレーンを介
して互いに交信している多数のモジュールを含んでい
る。これらのモジュールは、画像処理モジュール１０６
と、ＣＰＵモジュール１０８と、画像データ配列を記憶
するフレーム・バッファとして当業界で知られているメ
モリ・モジュール１１３とを含んでいる。計算機システ
ム１０７は、画像データ及びプログラムを記憶するため
のディスク記憶装置１１１及びテープ駆動装置１１２に
結合されていると共に、高速シリアル・リンク１１５を
介して別個のシステム制御装置１２２と交信している。
【０００９】システム制御装置１２２は、バックプレー
ン１１８によって互いに接続された１組のモジュールを
含んでいる。これらのモジュールは、ＣＰＵモジュール
１１９と、パルス発生モジュール１２１とを含んでお
り、パルス発生器モジュール１２１は、シリアル・リン
ク１２５を介してオペレータ・コンソール１００と接続
している。リンク１２５を介して、システム制御装置１
２２は実行されるべき走査シーケンスを指示する命令
（コマンド）をオペレータから受信する。パルス発生器
モジュール１２１は、システムの構成要素を動作させて
所望の走査シーケンスを実行する。モジュール１２１
は、発生されるべきＲＦパルスのタイミング、強度及び
形状、並びにデータ収集ウィンドウのタイミング及び長
さを指示するデータを発生する。パルス発生器モジュー
ル１２１は、１組の勾配増幅器１２７に接続されてお
り、走査中に発生された勾配パルスのタイミング及び形
状を指示する。パルス発生器モジュール１２１は又、患
者に接続された多数の異なるセンサからの信号、例えば
電極からの心電図（ＥＣＧ）信号又はベローからの呼吸
信号を受信する生理学データ収集制御装置１２９から患
者のデータを受信する。そして最後に、パルス発生器モ
ジュール１２１は、患者の状態及びマグネット・システ
ムの状態と関連している様々なセンサからの信号を受信
する走査室インタフェイス回路１３３と接続している。
走査室インタフェイス回路１３３を介して、患者位置決
めシステム１３４も又、所望の走査位置に患者を移動さ
せるための命令を受信する。
【００１０】パルス発生器モジュール１２１によって発
生された勾配波形は、Ｇx 増幅器と、Ｇy 増幅器と、Ｇ
z 増幅器とで構成されている勾配増幅器システム１２７
に印加される。各々の勾配増幅器は、全体的に参照番号
１３９を付したアセンブリ内の対応する勾配コイルを励
起して、位置エンコーディング信号の収集に用いられる
磁場勾配を発生する。勾配コイル・アセンブリ１３９
は、マグネット・アセンブリ１４１の一部を形成してお
り、マグネット・アセンブリ１４１は、分極マグネット
１４０と、全身型ＲＦコイル１５２とを含んでいる。シ
ステム制御装置１２２内の送受信モジュール１５０はパ
ルスを発生し、これらのパルスは、ＲＦ増幅器１５１に
よって増幅されると共に、送信／受信スイッチ１５４に
よってＲＦコイル１５２に結合される。患者内の励起核
によって放出された結果信号は、同じＲＦコイル１５２
によって検知され得ると共に、送信／受信（Ｔ／Ｒ）ス
イッチ１５４を介して前置増幅器１５３に結合される。
増幅されたＮＭＲ信号は、送受信器１５０の受信部にお
いて復調され、濾波されると共にディジタル化される。
送信／受信スイッチ１５４は、パルス発生器モジュール
１２１からの信号によって制御されて、送信モード中に
はＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気接続し、受信
モード中には前置増幅器１５３をコイル１５２に電気接
続する。送信／受信スイッチ１５４は又、送信モード又
は受信モードのいずれの場合でも、分離型ＲＦコイル
（例えば、頭部コイル又は表面コイル）を用いることを
可能にしている。
【００１１】ＲＦコイル１５２によって捕えられたＮＭ
Ｒ信号は、送受信モジュール１５０によってディジタル
化されると共に、システム制御装置１２２内のメモリ・
モジュール１６０に転送される。走査が完了してデータ
配列全体がメモリ・モジュール１６０内に収集されたと
きに、アレイ・プロセッサ１６１が動作してこのデータ
を画像データ配列へフーリエ変換する。この画像データ
は、シリアル・リンク１１５を介して計算機システム１
０７に伝送されて、ここでディスク・メモリ１１１内に
記憶される。オペレータ・コンソール１００から受信し
た命令に応答して、この画像データをテープ駆動装置１
１２に保管することもできるし、又は画像処理装置１０
６で更に処理してオペレータ・コンソール１００に伝送
すると共にディスプレイ１０４に表示することもでき
る。
【００１２】図１及び図２を詳細に参照すると、送受信
器１５０は、電力増幅器１５１を介してコイル１５２Ａ
の所にＲＦ励起磁場Ｂ1 を発生すると共に、コイル１５
２Ｂ内で誘導された結果信号を受信する。上述のよう
に、コイル１５２Ａ及びコイル１５２Ｂは、図２に示す
ような分離型であってもよいし、又は図１に示すような
単一の全身型コイルであってもよい。ＲＦ励起磁場の基
本周波数、即ち搬送周波数は、周波数合成器２００の制
御下で発生される。周波数合成器２００は、ＣＰＵモジ
ュール１１９及びパルス発生器モジュール１２１から１
組のディジタル信号（ＣＦ）を受信する。これらのディ
ジタル信号は、出力２０１の所で発生しているＲＦ搬送
波信号の周波数及び位相を示している。命令に応じたＲ
Ｆ搬送波は、変調器兼アップ・コンバータ２０２に印加
され、同様にパルス発生器モジュール１２１から受信さ
れた信号Ｒ（ｔ）に応答して変調器兼アップ・コンバー
タ２０２で振幅変調を受ける。信号Ｒ（ｔ）は、発生さ
れるＲＦ励起パルスの包絡線を画定していると共に、記
憶された一連のディジタル値を順次読み出すことにより
モジュール１２１内で発生されている。これらの記憶さ
れたディジタル値は、オペレータ・コンソール１００か
ら逐次変更することが可能であり、所望のどのようなＲ
Ｆパルス包絡線でも発生することができる。
【００１３】出力２０５で発生されたＲＦ励起パルスの
振幅は、バックプレーン１１８からディジタル命令ＴＡ
を受信している励起信号減衰回路２０６によって減衰さ
れる。減衰したＲＦ励起パルスは、ＲＦコイル１５２Ａ
を駆動する電力増幅器１５１に印加される。送受信器１
２２のこの部分についてのより詳細については、米国特
許第４，９５２，８７７号に記載されており、本特許は
ここに参照されるべきものである。
【００１４】図１及び図２を更に続けて参照すると、被
検体によって発生された信号は、受信コイル１５２Ｂに
よって捕えられると共に、前置増幅器１５３を介して受
信信号減衰器２０７の入力に印加される。受信信号減衰
器２０７は、バックプレーン１１８から受信されたディ
ジタル減衰信号（ＲＡ）によって決定されている量まで
信号を更に増幅する。
【００１５】受信された信号は、ラーモア周波数又はそ
れに近い周波数であり、この高周波信号は、ダウン・コ
ンバータ２０８によって次の２段階で下降変換（ダウン
・コンバート）される。即ち、先ず、ＮＭＲ信号を線２
０１の搬送波信号と混成し、次いで結果の差信号を線２
０４の２．５ＭＨｚの参照信号と混成する。ダウン・コ
ンバートされたＮＭＲ信号は、アナログからディジタル
への（Ａ／Ｄ）変換器２０９の入力に印加され、Ａ／Ｄ
変換器２０９は、アナログ信号をサンプリングしてディ
ジタル化すると共に、この信号をディジタル検出器兼信
号処理装置２１０に印加し、ディジタル検出器兼信号処
理装置２１０は、受信した信号に対応する１６ビットの
同相（in-phase（Ｉ））値及び１６ビットの直角位相
（quadrature（Ｑ））値を発生する。受信信号をディジ
タル化したＩ値及びＱ値の結果ストリームは、バックプ
レーン１１８を介してメモリ・モジュール１６０に出力
され、そこで画像を再構成するために用いられる。
【００１６】２．５ＭＨｚのレファランス信号、２５０
ｋＨｚのサンプリング信号、並びに５ＭＨｚ、１０ＭＨ
ｚ及び６０ＭＨｚのレファランス信号は、レファランス
周波数発生器２０３によって、共通の２０ＭＨｚマスタ
・クロック信号から生成されている。これらの信号は、
受信されたＮＭＲ信号に対して、位相がＩ値及びＱ値に
正確に反映されているようなレファランス位相を提供す
る。受信器についてのより詳細は、米国特許第４，９９
２，７３６号に記載されており、本特許はここに参照さ
れるべきものである。
【００１７】本発明を実施するためには、作像パルス・
シーケンスを用いて走査が行われ、各々の画像ピクセル
（画素）における位相情報が内蔵されている画像が再構
成される。好適な実施例では、２次元の画像パルス・シ
ーケンスが用いられており、収集された複素数信号サン
プルの配列に対して２次元フーリエ変換が行われる。各
々の画像ピクセルにおける位相は、そのピクセルにおけ
る複素数値の偏角として算出され得る。即ち、φ＝ｔａ
ｎ-1Ｑ／Ｉである。後述するように、この位相測定を用
いて各々の画像ピクセルにおける位相差（Δφ）を算出
することができ、この位相差が組織の温度を示す。代替
的には、複素数差を用いて温度マップを生成することも
でき、この場合には、各々のピクセルにおけるＩ値及び
Ｑ値が用いられる。好適な実施例では、グラディエント
・リコールド（勾配によって喚起された）・エコー・パ
ルス・シーケンスを用いてこの位相画像データを収集す
る。
【００１８】図３を参照すると、グラディエント・エコ
ー・パルス・シーケンスは、狭いバンド幅の無線周波数
（ＲＦ）パルス５０をスライス選択Ｇz パルス５２の存
在下で伝送することにより開始している。この最初のＲ
Ｆパルスのエネルギ及び位相は、パルスの停止時に、個
々の核の磁気モーメントが、核スピン系の回転したレフ
ァランス・フレームのｘ−ｙ平面内に整列するように制
御され得る。このようなエネルギ及び時間を有するパル
スを、９０°ＲＦパルスと呼ぶ。
【００１９】ＲＦ信号と勾配パルス５２とを組み合わせ
た結果、３次元で作像される物体内の空間的なｚ平面に
沿った狭いスライスの核スピンが励起される。Ｇz とＢ
0 とが組み合わされた場の下では、ＲＦパルスの周波数
バンド幅内のラーモア周波数を有するスピンのみが励起
される。従って、スライスの位置を、勾配Ｇz の強度と
ＲＦ周波数とによって制御することができる。
【００２０】負のＧz リワインダ（巻き戻し）勾配パル
ス５４は、回転したフレームのｘ−ｙ平面における核ス
ピンをリフェイズ（再位相合わせ）するのに有用であ
る。従って、リワインダ・パルス５４は、ＲＦパルス５
０の最中に生じるスライス選択勾配５２の部分の面積の
半分に近似的に等しい。Ｇz リワインダ・パルス５４の
印加の後に又はその間に、Ｇx プリワインダ・パルス５
６が印加される。プリワインダ・パルス５６が開始する
と、歳差運動している核はディフェイズされる（位相が
乱れる）。スライス内の高い空間的位置にある核は、よ
り低い空間的位置にある核よりも、Ｇx に誘起されてい
るラーモア周波数がより高い結果として、位相がより早
く進んでいる。続いて、時刻Ｔ0に中央を持つ正のＧx
読み出しパルス５８がＲＦパルス５０の中央の後に発生
することにより、ディフェイズされたスピンは、読み出
しパルス５８の中央で又はその付近でリフェイズされ
て、第１のグラディエント・エコー信号又はＮＭＲ信号
６０を生ずる。グラディエント・エコー６０は、レファ
ランス位相画像内の１行又は１列についてのＮＭＲ信号
である。次いで、読み出し勾配Ｇx が反転して第２の読
み出しパルス６４を形成すると、第２のグラディエント
・エコーＮＭＲ信号６６が形成されると共に収集され
る。第２のグラディエント・エコー６６は、ＴＥ2 に中
央を有すると共に、測定画像内の１行又は１列について
のデータを生成している。以下で明らかになるが、エコ
ー時間ＴＥ1 及びＴＥ2 は、２つのエコー信号６０及び
６６を、脂肪スピンと水スピンとの相対的な位相に合わ
せて時間調節するように極めて慎重に選択されている。
米国特許第４，９５２，８７６号、「可変的バンド幅の
多重エコーＮＭＲ作像」("Variable Bandwidth Multi-e
cho NMR Imaging") に記載されているような可変的バン
ド幅法を用いて、ＳＮ比の向上を促進することもでき
る。
【００２１】２次元作像シーケンスでは、プリワインダ
勾配５６の最中に勾配パルスＧy ６２が印加されて、ｙ
軸に沿ってスピンを位相エンコードする。次いで、当業
界で了解されているように、このシーケンスを様々なＧ
y 勾配で繰り返して１つのＮＭＲビュー・セットを収集
し、このビュー・セットから、従来の２ＤＦＴ再構成技
術に従って画像物体の断層画像を再構成することができ
る。
【００２２】ＮＭＲ信号６０及び６６は、励起されたス
ライス全体の多くの歳差運動している核からの成分信号
の和である。理想的には、各々の成分信号の位相は、読
み出しパルス５８及び６４の最中において個々の核の位
置におけるＧz 勾配、Ｇx 勾配及びＧy 勾配の強度によ
って決定され、従って、核の空間的なｚ軸、ｘ軸及びｙ
軸の位置によって決定される。しかしながら実際には、
走査された組織の温度を含めて多数の他の因子が、ＮＭ
Ｒ信号６０及び６６の位相に影響を及ぼす。
【００２３】組織の磁化率は、温度の関数として変化す
る。この磁化率の変化は次に、スピン共鳴周波数のシフ
トを生じさせ、このシフトは、温度に対して直線的に変
化する。水の場合には、スピン共鳴周波数は約０．０１
ｐｐｍ／℃の率で変化し、脂肪の場合には、約０ｐｐｍ
／℃の率で変化する。３つの分極場強度において得られ
る周波数シフトを表１に掲げる。
【００２４】 表 １ Ｂ0 ＝ 0.5Ｔ Ｂ0 ＝ 1.0Ｔ Ｂ0 ＝ 1.5Ｔ 水の率＝0.01ppm/℃ Δν=0.21Hz/℃ Δν=0.42Hz/℃ Δν=0.63Hz/℃ 脂肪の率＝0.0ppm/℃ Δν=0 Δν=0 Δν=0 様々な療法及び行為による組織の典型的な温度変化を表
２に掲げる。
【００２５】 表 ２ 療 法 温度変化 1.5Ｔにおける周波数シフト 局在化 ０〜 ５℃ ０〜３．２Ｈｚ 収束超音波 ２３〜６３℃ １４．５〜４０Ｈｚ 古典的温熱 ８〜１３℃ ５〜８．２Ｈｚ （ハイパーサーミア） 低体温 −２７３℃ −１５０Ｈｚ （ヒポサーミア） ＭＲ信号の位相（周波数に比例）は、温度の関数として
直線的にシフトするので、熱的に誘起された化学シフト
の変化を、位相画像を用いて敏感に監視することができ
る。水スピン（０．０１ｐｐｍ／℃）では、グラディエ
ント・リコールド・エコー・パルス・シーケンスにおい
て、２０ミリ秒のエコー時間（ＴＥ）について１．５Ｔ
で４．５度／℃の相対的な位相シフトが生ずる（０．６
３Ｈｚ／℃＊２０ミリ秒＊３６０°／サイクル）。一
方、脂肪スピンからは、〜０度／℃の相対的信号位相シ
フトが観測されるであろう。組織は、脂肪と水との多様
な組み合わせで構成されているので、又、組織の組成は
温度の関数として変化し得るので、生体内での組織温度
の測定は複雑である。又、走査中に患者が動いたり、治
療中にスピン緩和時間が変化したりすると、精度が落ち
る。
【００２６】生体内温度測定の精度は、本発明に従っ
て、その中の１つの位相画像がレファランスとして役立
つような複数の画像の間の差を用いることによって向上
する。又、２つの位相画像を収集するのに用いられるパ
ルス・シーケンスのエコー時間（ＴＥ）は、脂肪スピン
及び水スピンからの信号が、互いに対してイン・フェイ
ズ又はアウト・オブ・フェイズのどちらかにあるように
選択される。表３に、図３のグラディエント・リコール
ド・エコー・パルス・シーケンスについて、イン・フェ
イズ又はアウト・オブ・フェイズのどちらかにある脂肪
スピン及び水スピンを用いてＮＭＲ信号を生成するため
のいくつかのエコー時間（ＴＥ）を掲げる。
【００２７】 表 ３ 共 鳴 Ｂ0 ＝ 0.5Ｔ Ｂ0 ＝ 1.0Ｔ Ｂ0 ＝ 1.5Ｔ 脂肪−水の共鳴周波数差 Δν＝73Hz Δν＝ 146Hz Δν＝ 220Hz 脂肪−水 イン・フェイス゛(TE) 13.8 ms 6.9 ms 4.6 ms 27.6 ms 13.8 ms 9.2 ms 41.4 ms 20.7 ms 13.8 ms 55.2 ms 27.6 ms 18.4 ms 69.0 ms 34.5 ms 23.0 ms 41.4 ms 27.6 ms 48.3 ms 32.2 ms 55.2 ms 36.8 ms 脂肪−水 アウト・オフ・フェイス゛(TE) 6.9 ms 3.4 ms 2.3 ms 20.7 ms 10.3 ms 6.9 ms 34.5 ms 17.2 ms 11.5 ms 48.3 ms 24.1 ms 16.1 ms 62.1 ms 31.0 ms 20.7 ms 温度マップは、本発明に従って、２つの位相画像の収集
を行うことにより生成される。第１の位相画像は、脂肪
スピンと水スピンとがイン・フェイズ又はアウト・オブ
・フェイズのどちらかにあるようにして上の表３から選
択された短いエコー時間（ＴＥ1 ）を用いて収集され
る。この収集は、空間、組成、緩和時間及び温度に関す
るレファランス位相画像として役立つ。
【００２８】第２の位相画像は、脂肪スピンと水スピン
とがレファランス収集の条件とは逆になるようにして上
の表３から選択されたエコー時間（ＴＥ2 ）を用いて収
集される。換言すれば、レファランス位相画像につい
て、ＴＥ1 が、脂肪スピンと水スピンとがイン・フェイ
ズにあるように選択されたならば、第２の位相画像は、
脂肪スピンと水スピンとがアウト・オブ・フェイズにあ
るようにして収集され、又はその逆でもよい。２つの位
相画像の間の差を用いて温度マップを生成するときに
は、得られる温度マップは、作像されている組織に存在
する２種のスピンによる磁化率の変化及び周波数の変化
に影響されないので、測定の精度が実質的に向上する。
【００２９】温度マップを生成するのに必要な情報は、
レファランス画像と測定画像との間の位相差に包含され
ている。この情報は、多くの方法で抽出され得る。先
ず、位相差（Δφ）を各々の画像ピクセルにおいて算出
することができる。 Δφ＝ｔａｎ-1Ｑ2 ／Ｉ2 −ｔａｎ-1Ｑ1 ／Ｉ1 これらの位相差の値（Δφ）に定数を乗じて、相対的な
温度を示す数を生成する。これは、定量的な温度マップ
を生成するときに好適な方法である。
【００３０】一方、温度感度がより重要であるときに
は、複素数差（Ｄ）法を用いて温度マップを生成する。
この複素数差（Ｄ）は、それぞれ測定位相画像及びレフ
ァランス位相画像の対応するＩ1 、Ｑ1 、Ｉ2 及びＱ2
の値を用いて各々の温度画像ピクセルにおいて算出され
る。 θ＝ｔａｎ-1Ｑ2 ／Ｉ2 −ｔａｎ-1Ｑ1 ／Ｉ1 ｜Ｍ1 ｜＝（Ｉ1 2 ＋Ｑ1 2 ）1/2 ｜Ｍ2 ｜＝（Ｉ2 2 ＋Ｑ2 2 ）1/2 Ｄ＝（｜Ｍ1 ｜2＋｜Ｍ2 ｜2 −２｜Ｍ1 ｜｜Ｍ2 ｜ｃ
ｏｓθ）1/2 温度測定の感度は、エコー時間の差（ＴＥ2 −ＴＥ1 ）
の大きさによって選択される。より長いエコー時間を用
いれば、温度測定の感度は増大するが、位相のラップア
ラウンドの可能性も増大する。このようなラップアラウ
ンドは、J. Magn. Reson. Imaging 誌、第１巻、第５２
１頁〜第５３０頁（１９９１年）のG.H.Glover による
「プロトン水、脂肪及び磁化率作像についての多重点デ
ィクソン・シーケンス」("Multipoint Dixon Sequences
for Proton Water, Fat and Susceptibility Imagin
g") 及びMagn. Reson. Med. 誌、第１８巻、第３７１頁
〜第３８３頁（１９９１年）のG.H. Glover 及びE. Sch
neiderによる「Ｂ0 不均一性を補正した真の水／脂肪分
解のための３点ディクソン技術」("Three-Point Dixon
Technique for True Water/Fat Decomposition with B0
Inhomogeneity Correction") に記載されたような標準
的な技術を用いて補正され得る。
【００３１】好適な実施例では、ダブル・エコー・パル
ス・シーケンスを用いて単一の走査で両方の位相画像を
収集するが、シングル・エコー・パルス・シーケンスを
用いることもできる。このような場合には、治療行為中
に温度マップを生成するたびにレファランス画像の収集
を繰り返す必要はない。第１のレファランス画像を保持
しておけば、後続の位相画像を第２のエコー時間におい
て収集するだけで自己参照性が有効となる。但し、治療
の過程中に組織に重大な変化が生じたら、再度走査を行
ってレファランス位相画像を更新した方がよい。
【００３２】キーホール（keyhole）法又は他の部分的
ｋ空間作像法を、本発明の自己参照的温度マッピング法
と併用すれば、更に収集時間を節約することができる。
本発明の方法は、生体内の熱的変化を測定する高精度の
方法であるが、但し、Ｔ2 * 減衰が生じない場合に限
る。高い熱的位相感度を得るのに用いられる長めのエコ
ー時間（ＴＥ2 ）では、Ｔ2 * 減衰の補正が必須であ
る。この補正は、「補遺」に記載したようなわかり易い
方式で行われ得る。同様にして、作像環境内での熱的変
化に起因する局所的な磁場（Ｂ0 ）又はＴ2 * の変化も
又、位相差画像において推定され考慮に入れることがで
きる。Ｔ2 * 減衰は、レファランス位相画像と第２の位
相画像との間の強度信号（magnitude signal）の値の減
少を監視することにより決定され得る。強度信号の減少
を用いて、Ｔ2 * を推定すると共に磁化の減衰に起因す
る正味の位相差を算出することができる。ローレンツ分
布に関する一例を「補遺」に掲げる。
【００３３】高速で高い空間分解能及び高い温度分解能
を有する生体内温度マッピング技術を提示した。本熱測
定技術は、自己参照的であり、治療行為中に異質な諸組
織内における温度を監視することを可能にする。好適な
実施例では、グラディエント・リコールド・エコー・パ
ルス・シーケンスを用いて位相画像を生成しているが、
他の周知の作像パルス・シーケンスを用いることもでき
る。シングル・スピン・エコー・パルス・シーケンス及
びダブル・スピン・エコー・パルス・シーケンスを同様
に用いることもできるし、２次元又は３次元のいずれか
のパルス・シーケンスも作用する。
【００３４】又、好適な実施例では、ＴＥ1 とＴＥ2 と
は異なっているが、このことは必須ではない。ＴＥ1 と
ＴＥ2 とは同一であってもよい。この場合、ＴＥ1 及び
ＴＥ 2 は、脂肪−水のイン・フェイズ及びアウト・オブ
・フェイズの境界内に納まっている必要はなく、どのよ
うな値をとることもできる。補 遺 グラディエント・リコールド・エコー（ＧＲＥ）作像で
は、磁化率及び磁場の不均一性の両者がＴ2 * に寄与す
る。この項によって、ラーモア周波数の分散が生じ（共
鳴の半分の幅）、これをローレンツィアンとして記述す
ることができる。観測される信号強度は、有効Ｔ2 * に
正比例して減少し、この有効Ｔ2 * は、 （１／Ｔ2 * ）＝（１／Ｔ2 ' ）＋（１／Ｔ2 ） （１） によって算出される。ここで、Ｔ2 は固有スピン−スピ
ン緩和時間であり、Ｔ2'は磁化率及び磁場の不均一性か
らの寄与を表す。Ｔ2 の項及びＴ2 ' の項はどちらも、
磁化率、組織の含有物及び性質、並びに固有スピン−ス
ピン緩和時間がいずれも温度に依存するように、熱的に
変化し得る。コヒーレンスの損失は、 Ｓ（ＴＥ2 ）／Ｓ（ＴＥ1 ） ＝ｅｘｐ（−（ＴＥ2 −ＴＥ1 ）／Ｔ2 * ） （２） によって推定され得るか、又は正確な信号強度の算出か
ら推定され得る。ＲＦスポイルしたＧＲＥ検査、又はＴ
Ｒ＞＞Ｔ2 * の場合のスポイルしないＧＲＥ検査につい
て、次式によって信号が算出される。
【００３５】 Ｓ（ＴＥ，ＴＲ，Ｔ2 *，Ｔ1 ） ＝（（ρｋｓｉｎα）／（１−ｃｏｓα・ｅｘｐ（−ＴＲ／Ｔ1 ））） ・（１−ｅｘｐ（−ＴＲ／Ｔ1 ））・ｅｘｐ（−ＴＥ／Ｔ2 * ） （３） 任意のパラメータでのＧＲＥ画像について、 Ｓ（ＴＥ，ＴＲ，Ｔ2 *，Ｔ1 ） ＝（（ρｋｓｉｎα）／（１＋ｃｏｓα）） ・（（１−ｃｏｓα−ａ）／（ａ2 −ｂ2 ）1/2 ）＋１） ・ｅｘｐ（−ＴＥ／Ｔ2 * ） （４ａ） であり、このとき、 ａ＝（１−ｅｘｐ（−ＴＲ／Ｔ1 ）・ｅｘｐ（−２ＴＲ／Ｔ2 ） ＋ｃｏｓα（ｅｘｐ（−２ＴＲ／Ｔ2 ）−ｅｘｐ（−ＴＲ／Ｔ1 ））） ／（１−ｅｘｐ（−ＴＲ／Ｔ1 ）） （４ｂ） 及び ｂ＝（１−ｃｏｓα）ｅｘｐ（−ＴＲ／Ｔ2 ） （４ｃ） である。エコー信号強度及び、従って位相は、選択され
たパルス・シーケンスのパラメータの関数として変化す
る。位相差自己参照的技術を用いれば、ＧＲＥ収集シー
ケンス又はＳＰＧＲ収集シーケンスのいずれについて
も、式（２）からＴ 2 * に対する位相の寄与を推定する
ことが可能になる。第１の画像に対して第２の画像にお
いてＴ2 * 減衰によって蓄積された位相（Δφ）は、推
定され得ると共に、ピクセルごとの方式で位相差マップ
から減ずることができる。
【００３６】 Δφ（ｒａｄ）＝ΔνΔτ＝（２π／Ｔ2 * ）・（ＴＥ2 −ＴＥ1 ） ＝２π・ｌｎ（Ｓ（ＴＥ1 ）／Ｓ（ＴＥ2 ）） （５）
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を用いたＭＲＩシステムのブロック図で
ある。
【図２】図１のＭＲＩシステムの一部を形成している送
受信器の電気ブロック図である。
【図３】本発明に従って位相画像データを収集するのに
用いられる好適なパルス・シーケンスのグラフ表現であ
る。
【符号の説明】
５０ ＲＦパルス ５２ スライス選択Ｇz パルス ５４ Ｇz リワインダ・パルス ５６ Ｇx プリワインダ・パルス ５８ Ｇx 読み出しパルス ６０ 第１のＮＭＲ信号（レファランス位相画像） ６２ Ｇy 位相エンコーディング・パルス ６４ 第２の読み出しパルス ６６ 第２のＮＭＲ信号（測定位相画像） １００ オペレータ・コンソール １０２ キーボード兼制御パネル １０４ ディスプレイ １０６ 画像処理装置 １０７ 計算機システム １０８、１１９ ＣＰＵモジュール １１１ ディスク記憶装置 １１２ テープ駆動装置 １１３、１６０ メモリ・モジュール １１５ 高速シリアル・リンク １１６ リンク １１８ バックプレーン １２１ パルス発生器モジュール １２２ システム制御装置 １２５ シリアル・リンク １２７ 勾配増幅器 １２９ 生理学データ収集制御装置 １３３ 走査室インタフェイス回路 １３４ 患者位置決めシステム １３９ 勾配コイル・アセンブリ １４０ 分極マグネット １４１ マグネット・アセンブリ １５０ 送受信モジュール １５１ ＲＦ増幅器 １５２ 全身型ＲＦコイル １５２Ａ、１５２Ｂ 分離型コイル １５３ 前置増幅器 １５４ 送信／受信スイッチ １６１ アレイ・プロセッサ ２００ 周波数合成器 ２０１、２０４、２０５、２１２ 出力線 ２０２ 変調器兼アップ・コンバータ ２０３ レファランス周波数発生器 ２０６ 励起信号減衰回路 ２０７ 受信信号減衰器 ２０８ ダウン・コンバータ ２０９ Ａ／Ｄ変換器 ２１０ ディジタル検出器兼信号処理装置
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ハーベイ・エリス・クライン アメリカ合衆国、ニューヨーク州、スケネ クタデイ、ハリス・ドライブ、845番 (72)発明者 ロナルド・ディーン・ワトキンス アメリカ合衆国、ニューヨーク州、スケネ クタデイ、クリフトン・パーク・ロード、 1584番 (72)発明者 シーラ・スリンバサン・ウォッシュバーン アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ニュ ー・ベルリン、ウェスト・グラハム・スト リート、12920番

Claims (12)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 ＮＭＲシステム内に配置された被検体内
    の温度変化を示す画像を作成する方法であって、 （ａ） エコー時間（ＴＥ1 ）を有するＮＭＲパルス・
    シーケンス（５０、５２、５４、５６、６２、５８）を
    実行することにより走査を行って、前記被検体の組織か
    らレファランスＮＭＲデータ（６０）を収集する工程
    と、 （ｂ） 収集された該ＮＭＲデータからレファランス位
    相画像を再構成する工程と、 （ｃ） エコー時間（ＴＥ2 ）を有するＮＭＲパルス・
    シーケンス（５０、５２、５４、５６、６２、５８、６
    ４）を実行することにより走査を行って、前記組織から
    測定ＮＭＲデータ（６６）を収集する工程と、 （ｄ） 収集された該測定ＮＭＲデータから測定位相画
    像を再構成する（１６１、１０７）工程と、 （ｅ） 該測定位相画像と前記レファレンス位相画像と
    の間の差に基づいて温度マップを生成する（１０７）工
    程とを備えた被検体内の温度変化を示す画像を作成する
    方法。
  2. 【請求項２】 前記エコー時間ＴＥ1 及びＴＥ2 は、脂
    肪スピン及び水スピンにより発生された前記ＮＭＲ信号
    が、それぞれイン・フェイズ及びアウト・オブ・フェイ
    ズにある瞬間に対応するように選択される請求項１に記
    載の方法。
  3. 【請求項３】 前記エコー時間ＴＥ1 及びＴＥ2 は、脂
    肪スピン及び水スピンにより発生された前記ＮＭＲ信号
    が、それぞれアウト・オブ・フェイズ及びイン・フェイ
    ズにある瞬間に対応するように選択される請求項１に記
    載の方法。
  4. 【請求項４】 前記工程（ｃ）、（ｄ）及び（ｅ）は、
    複数回繰り返されて、対応する複数の追加の温度マップ
    を生成する請求項１に記載の方法。
  5. 【請求項５】 前記ＮＭＲパルス・シーケンスは、グラ
    ディエント・エコー・パルス・シーケンスである請求項
    １に記載の方法。
  6. 【請求項６】 前記温度マップは、前記測定位相画像及
    び前記レファランス位相画像における対応する値の間の
    複素数差を算出することにより生成される請求項１に記
    載の方法。
  7. 【請求項７】 ＮＭＲシステム内に配置された被検体内
    の温度変化を示す画像を作成する方法であって、 （ａ） 前記被検体内の組織から第１のＮＭＲエコー信
    号（６０）を第１のエコー時間（ＴＥ1 ）において発生
    すると共に第２のＮＭＲエコー信号（６６）を第２のエ
    コー時間（ＴＥ2 ）において発生するＮＭＲパルス・シ
    ーケンスを実行することにより走査を行う工程と、 （ｂ） 該走査中に前記第１のＮＭＲエコー信号（６
    ０）及び前記第２のＮＭＲエコー信号（６６）により発
    生されたＮＭＲデータを別個に収集して（１１８、１５
    ３、１５２、１５４）、それぞれのレファランス・デー
    タ・セット及び測定データ・セットを形成する工程と、 （ｃ） 前記レファランス・データ・セットからレファ
    ランス画像を再構成する（１１８、１０７）工程と、 （ｄ） 前記測定データ・セットから測定画像を再構成
    する（１１８、１０７）工程と、 （ｅ） 該測定位相画像と前記レファレンス位相画像と
    の間の差に基づいて温度マップを生成する（１０７）工
    程とを備えた被検体内の温度変化を示す画像を作成する
    方法。
  8. 【請求項８】 前記エコー時間ＴＥ1 及びＴＥ2 は、脂
    肪スピン及び水スピンにより発生された前記ＮＭＲ信号
    が、それぞれイン・フェイズ及びアウト・オブ・フェイ
    ズにある瞬間に対応するように選択される請求項７に記
    載の方法。
  9. 【請求項９】 前記エコー時間ＴＥ1 及びＴＥ2 は、脂
    肪スピン及び水スピンにより発生された前記ＮＭＲ信号
    が、それぞれアウト・オブ・フェイズ及びイン・フェイ
    ズにある瞬間に対応するように選択される請求項７に記
    載の方法。
  10. 【請求項１０】 前記ＮＭＲパルス・シーケンスは、グ
    ラディエント・エコー・パルス・シーケンスである請求
    項７に記載の方法。
  11. 【請求項１１】 前記温度マップは、前記測定位相画像
    及び前記レファランス位相画像における対応する値の間
    の複素数差を算出することにより生成される請求項７に
    記載の方法。
  12. 【請求項１２】 ＮＭＲシステム内に配置された被検
    体内の温度変化を示す画像を作成する装置であって、 （ａ） エコー時間（ＴＥ1 ）を有するＮＭＲパルス・
    シーケンス（５０、５２、５４、５６、６２、５８）を
    実行することにより走査を行って、前記被検体の組織か
    らレファランスＮＭＲデータ（６０）を収集する手段
    と、 （ｂ） 収集された該ＮＭＲデータからレファランス位
    相画像を再構成する手段と、 （ｃ） エコー時間（ＴＥ2 ）を有するＮＭＲパルス・
    シーケンス（５０、５２、５４、５６、６２、５８、６
    ４）を実行することにより走査を行って、前記組織から
    測定ＮＭＲデータ（６６）を収集する手段と、 （ｄ） 収集された該測定ＮＭＲデータから測定位相画
    像を再構成する手段（１６１、１０７）と、 （ｅ） 該測定位相画像と前記レファレンス位相画像と
    の間の差に基づいて温度マップを生成する手段（１０
    ７）とを備えた被検体内の温度変化を示す画像を作成す
    る装置。
JP8213947A 1995-08-16 1996-08-14 被検体内の温度変化を示す画像を作成する方法及び装置 Withdrawn JPH09168524A (ja)

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