(57)【要約】      （修正有）【課題】スライス面内のＸ方向およびＹ方向に存在するローカルな傾斜磁場の影響を適切に抑制できる磁気共鳴画像法を提供する。【解決手段】フルＫ空間３０内における目標解像度に相当するサイズのサンプリングウィンドウ２０の位置設定を複数回に亘って行う度に、フルＫ空間３０の一部に相当する周波数情報を取得し、複数の周波数情報のそれぞれをフーリエ変換することにより、周波数情報のそれぞれに対応するＭＲＩ画像４０を複数個、取得し、スライス面内の複数のピクセルのそれぞれについて、取得した複数のＭＲＩ画像４０の中から、ＭＲＩ信号の強度に相関する指標が最大となるＭＲＩ画像４０を選択し、ピクセルのそれぞれのコントラストデータに、ピクセルに対応して選択されたＭＲＩ画像４０におけるＭＲＩ信号の強度を用い、これらのコントラストデータに基づいて磁気共鳴画像を再構築する。【選択図】図５
2010252909.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
撮像スキャンによって目標解像度より大きめに得られたＫ空間に基づいて磁気共鳴画像を構築する磁気共鳴画像法であって、
前記Ｋ空間内における目標解像度に相当するサイズのサンプリングウィンドウの位置設定を複数回に亘って行う度に、前記Ｋ空間の一部に相当する前記周波数情報を取得し、
前記複数の周波数情報のそれぞれをフーリエ変換することにより、前記周波数情報のそれぞれに対応する磁気共鳴画像を複数個、取得し、
前記スライス面内の複数のピクセルのそれぞれについて、前記取得した複数の磁気共鳴画像の中から、磁気共鳴信号の強度に相関する指標が最大となる磁気共鳴画像を選択し、
前記ピクセルのそれぞれのコントラストデータに、前記ピクセルに対応して選択された磁気共鳴画像における前記磁気共鳴信号の強度を用い、
前記コントラストデータに基づいて磁気共鳴画像を再構築する、磁気共鳴画像法。
【請求項２】
前記撮像スキャンは、エコープラナーイメージング法を用いて行われる請求項１に記載の磁気共鳴画像法。
【請求項３】
前記指標が、下記式（１）により定式化されたＢＯＬＤ感度（ＢＳ）である請求項１または２に記載の磁気共鳴画像法。
ＢＳ＝ＴＥ×Ｉ・・・（１）
ただし、
ＴＥ：実効エコー時間、Ｉ：  磁気共鳴信号の強度（ピクセル値）
【請求項４】
被検者が置かれる空間に均一な静磁場を発生できる静磁場発生手段と、
前記空間に直交３軸方向の傾斜磁場を発生できる傾斜磁場発生手段と、
前記被検者の生体組織を構成する静磁場中のプロトンに核磁気共鳴を起こす高周波パルスを照射できる高周波パルス発生手段と、
前記核磁気共鳴が起こったスライス面内のプロトンの磁気モーメント状態に依存する磁気共鳴信号を検出する検出手段と、
請求項１ないし３のいずれかに記載の再構築された磁気共鳴画像を表示する画像処理装置と、を備える磁気共鳴画像装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は磁気共鳴画像法および磁気共鳴画像装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴画像法（magnetic resonance imaging；以下、「ＭＲＩ」と略す場合がある）は、人体の精密診察手法として医療分野において広く利用され、ＭＲＩについて、すでに多数の文献が公表されている（例えば、特許文献１参照）。
【０００３】
また、近年では、ＭＲＩを応用した脳活動を計測する磁気共鳴機能画像法（functional ＭＲＩ；以下、「ｆＭＲＩ」と略す場合がある）が注目を集めている（例えば、特許文献２参照）。このｆＭＲＩでは、ミリレベルの空間分解能により人の脳内の活動を非侵襲的に評価できるので、動物実験では評価困難な人の脳の高次機能を適切に知ることができるとされている。
【０００４】
特に、エコープラナーイメージング（ＥＰＩ）法は、最もポピュラーな高速ＭＲＩ撮像法であり、脳機能研究のためのｆＭＲＩ法においては不可欠なツールとなっている。
【０００５】
しかしながら、ＥＰＩ特有のボクセル内のローカルな傾斜磁場の存在による信号の減衰は、ＥＰＩ法のウイークポイントであり、このような問題に対処する様々な取り組みがなされている。
【０００６】
例えば、スライス方向（以下、「Ｚ方向」と略す場合がある）のローカルな傾斜磁場をキャンセルできるよう、補償用のプリパルスをかけて、Ｚ方向のローカルな傾斜磁場の影響による信号減衰を回復する手法（以下、「Ｚ−ｓｈｉｍｍｉｎｇ法」という）がすでに案出されている（例えば、非特許文献１参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】特開２００２−１６５７７４号公報
【特許文献２】特開２００７−１９０１２０号公報
【非特許文献】
【０００８】
【非特許文献１】Frahm, J他, Direct FLASH MR Imaging of Magnetic Field Inhomogeneities by Gradient Compensation, MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE 6,474-480 (1988)
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
本件発明者は、ＥＰＩ撮像スキャンによるｆＭＲＩ技術を用いて、人の脳内メカニズムを可視化できる研究開発に取り組んでいる。
【００１０】
この研究開発の過程において、スライス面（in plane）のリードアウト方向（周波数エンコード方向ともいう；以下、「Ｘ方向」と略す場合がある）、および、位相エンコード方法（以下、「Ｙ方向」と略す場合がある）に存在するローカルな傾斜磁場の問題に着目した。つまり、本件発明者は、ｆＭＲＩ計測法の主流となっているＢＯＬＤ（Blood Oxygen Level Dependent）効果が、脳賦活時と安静時との間の血中モグロビンの磁化率の変化を利用しており、これにより、スライス面内のローカルな傾斜磁場がＢＯＬＤ信号の減衰に密接に関係すると考えている。特に、副鼻腔や乳突蜂巣に接触する前頭葉下部の側頭葉などの脳構造に影響され易い部位でのＢＯＬＤ信号の減衰が問題となるはずである。更に、高磁場になるほど、上記原因によるＢＯＬＤ信号の減衰が著しくなり、そして、このことが、感度が高い７Ｔ以上の高磁場の、ｆＭＲＩ技術への適用を阻害している要因であるとも考えられる。
【００１１】
以上の状況を踏まえ、本件発明者は、スライス面内のＸ方向およびＹ方向に存在するローカルな傾斜磁場の影響を適切に抑制可能な手法の案出に始めて成功した。なお、本明細書では、このような手法のことを「ＸＹ−ｓｈｉｍｍｉｎｇ法」と称し、この「ＸＹ−ｓｈｉｍｍｉｎｇ法」の詳細は後述する。また、「ＸＹ−ｓｈｉｍｍｉｎｇ法」を用いたｆＭＲＩ技術によって、意図的に作られたスライス面内のローカルな傾斜磁場によるＢＯＬＤ信号の減衰を回復できることを実験的に検証できたので、その詳細も後述する。
【００１２】
本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであり、スライス面内のＸ方向およびＹ方向に存在するローカルな傾斜磁場の影響を適切に抑制できる磁気共鳴画像法、および、このような磁気共鳴画像法を用いて磁気共鳴画像を表示できる磁気共鳴画像装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
上記課題を解決するため、本発明は、撮像スキャンによって目標解像度より大きめに得られたＫ空間に基づいて磁気共鳴画像を構築する磁気共鳴画像法であって、
前記Ｋ空間内における目標解像度に相当するサイズのサンプリングウィンドウの位置設定を複数回に亘って行う度に、前記Ｋ空間の一部に相当する前記周波数情報を取得し、
前記複数の周波数情報のそれぞれをフーリエ変換することにより、前記周波数情報のそれぞれに対応する磁気共鳴画像を複数個、取得し、
前記スライス面内の複数のピクセルのそれぞれについて、前記取得した複数の磁気共鳴画像の中から、磁気共鳴信号の強度に相関する指標が最大となる磁気共鳴画像を選択し、
前記ピクセルのそれぞれのコントラストデータに、前記ピクセルに対応して選択された磁気共鳴画像における前記磁気共鳴信号の強度を用い、
前記コントラストデータに基づいて磁気共鳴画像を再構築する、磁気共鳴画像法を提供する。
【００１４】
また、本発明は、被検者が置かれる空間に均一な静磁場を発生できる静磁場発生手段と、
前記空間に直交３軸方向の傾斜磁場を発生できる傾斜磁場発生手段と、
前記被検者の生体組織を構成する静磁場中のプロトンに核磁気共鳴を起こす高周波パルスを照射できる高周波パルス発生手段と、
前記核磁気共鳴が起こったスライス面内のプロトンの磁気モーメント状態に依存する磁気共鳴信号を検出する検出手段と、
上記再構築された磁気共鳴画像を表示する画像処理装置と、を備える磁気共鳴画像装置も提供する。
【００１５】
なお、本発明の磁気共鳴画像法では、前記指標が、下記式（１）により定式化されたＢＯＬＤ感度（ＢＳ）であってもよい。
ＢＳ＝ＴＥ×Ｉ・・・（１）
ただし、ＴＥ：実効エコー時間、Ｉ：  磁気共鳴信号の強度（ピクセル値）
【００１６】
以上の構成により、ポストプロセス（画像処理）の段階において、スライス面内のローカルな傾斜磁場の影響を適切に抑制できるので、一回の撮像スキャンによってＫ空間を取得するだけで、スライス面内のピクセル毎にＢＯＬＤ感度の減衰が少ない適切なコントラストデータが得られる。このため、本実施形態の磁気共鳴画像装置では、このようなコントラストデータに基づいて磁気共鳴画像を再構築でき、当該磁気共鳴画像（コントラスト画像）を画像処理装置上に表示できる。
【００１７】
よって、従来の磁気共鳴技術において検出困難であった脳の神経活動部位を含め、人の脳の全領域のＢＯＬＤ信号を適切に測定できるとともに、感度が高い高磁場の磁気共鳴技術への適用を可能にする。このため、このような磁気共鳴画像の可視化により、人の脳の機能研究の発展、ひいては脳医学における診断技術の画期的な進展が期待できる。
【００１８】
また、本発明の磁気共鳴画像法では、前記撮像スキャンを、エコープラナーイメージング法（ＥＰＩ）を用いて行ってもよい。
【００１９】
このようなＥＰＩ法により、ＢＯＬＤ効果によって脳の賦活化を計測する場合の高速シングル撮像が行える。
【発明の効果】
【００２０】
本発明によれば、スライス面内のＸ方向およびＹ方向に存在するローカルな傾斜磁場の影響を適切に抑制できる磁気共鳴画像法、および、このような磁気共鳴画像法を用いて磁気共鳴画像を表示できる磁気共鳴画像装置が得られる。
【図面の簡単な説明】
【００２１】
【図１】本発明の実施形態の磁気共鳴画像装置の構成例を示したブロック図である。
【図２】本発明の実施形態の磁気共鳴画像法に用いるパルスシーケンスの一例を示した図である。
【図３】本発明の実施形態の磁気共鳴画像法によって得られるＫ空間の一例およびＫ空間にフーリエ変換をかけて得られるスライス面内のｆＭＲＩ画像の一例を示した図である。
【図４】Ｘ方向およびＹ方向にローカルな傾斜磁場が存在する場合のＥＰＩ法によるｆＭＲＩ技術の画像解析の問題を模式的に例示した図である。
【図５】本発明の実施形態の磁気共鳴画像法（ＸＹ−ｓｈｉｍｍｉｎｇ法）の説明に用いる図である。
【図６】本発明の実施形態の磁気共鳴画像法（ＸＹ−ｓｈｉｍｍｉｎｇ法）の説明に用いる図である。
【図７】本発明の実施形態の磁気共鳴画像法（ＸＹ−ｓｈｉｍｍｉｎｇ法）の妥当性を実験検証した結果を表した図である。
【図８】本発明の実施形態の磁気共鳴画像法（ＸＹ−ｓｈｉｍｍｉｎｇ法）の妥当性を実験検証した結果を表した図である。
【発明を実施するための形態】
【００２２】
以下、本発明の実施形態について図面を参照しながら説明する。
【００２３】
図１は、本発明の実施形態の磁気共鳴画像装置の構成例を示したブロック図である。
【００２４】
図１に示すように、機能的磁気共鳴画像装置１（以下、「ｆＭＲＩ装置１」と略す場合がある）は、被検者Ｘが置かれる空間に均一な静磁場を発生できる静磁場発生磁石２（静磁場発生手段）と、当該空間に直交３軸方向の傾斜磁場を発生できる傾斜磁場コイル５、５（傾斜磁場発生手段）と、を備える。この傾斜磁場コイル５、５には、傾斜磁場発生装置１１により駆動電力が給電されている。
【００２５】
ｆＭＲＩ装置１の高周波発生装置８（高周波パルス発生手段）から出力される高周波信号は、変調器９において適切な信号に変調され、増幅器１０において増幅されて高周波送信用コイル３に供給される。これにより、高周波送信用コイル３が、被検者Ｘの生体組織を構成する静磁場中の原子核（プロトン）に核磁気共鳴を起こせる高周波パルスを照射できる。
【００２６】
また、プロトンの核磁気共鳴を利用して放射されるエコー信号などの磁気共鳴信号は、ｆＭＲＩ装置１の高周波受信用コイル４に受波され、増幅器１２において増幅された後、位相検波器１３（信号検出手段）においてアナログ信号として検出される。このアナログ信号は、ＡＤ変換器１４によってデジタル信号の計測データに変換され、コンピュータ６に送られる。
【００２７】
ｆＭＲＩ装置１のコンピュータ６は、記憶装置１５（ＲＡＭやＲＯＭなど）、表示装置１６（液晶モニターなど）、操作入力部（図示せず）およびＣＰＵなど（図示せず）からなり、後述する磁気共鳴画像の構築や表示を実行できる画像処理装置として機能する。つまり、ＣＰＵは、記憶装置１５に記憶された画像処理プログラムを読み出し、この画像処理プログラムによる処理手順に従ってＡＤ変換器１４から受け取ったデジタル信号の計測データを処理し、この処理結果を表示装置１６に磁気共鳴画像として表示する。
【００２８】
ｆＭＲＩ装置１のシーケンサ７は、例えば、マイクロプロセッサによって構成されており、コンピュータ６に接続されている。このシーケンサ７は、後述のパルスシーケンス（撮像シーケンス）に従って、磁気共鳴撮像を行うのに必要な命令をｆＭＲＩ装置１の磁場発生系統（傾斜磁場コイル５、５や傾斜磁場発生装置１１など）や高周波送受信系統（高周波発生装置８、変調器９、増幅器１０、１２、高周波送信用コイル３、高周波受信用コイル４、位相検波器１３、ＡＤ変換器１４など）に送り、これらの動作を制御している。
【００２９】
次に、以上のｆＭＲＩ装置１を用いて、被検者Ｘの断層像を撮像するパルスシーケンスについて図２を参照しながら説明する。
【００３０】
図２は、本発明の実施形態の磁気共鳴画像法に用いるパルスシーケンスの一例を示した図である。磁気共鳴信号を得るパルスシーケンスにはいくつかの方法が提案されているが、ここでは、ＢＯＬＤ効果によって脳の賦活化を計測する場合の高速撮像法として多用されるＥＰＩ法によるパルスシーケンスが示されている。
【００３１】
なお、本実施形態のｆＭＲＩ装置１では、公知のＥＰＩ法が用いられ、ＥＰＩ法によって計測された計測データの、「ＸＹ−ｓｈｉｍｍｉｎｇ法」と称するポストプロセス（画像処理）に特徴がある。よって、ここでは、図２のＥＰＩ法について、「ＸＹ−ｓｈｉｍｍｉｎｇ法」に関係する部分を中心に概略的に説明する。
【００３２】
図２に示すように、スライス傾斜磁場パルスＧｚの印加と同時に、α度高周波パルスα（ＲＦ励起パルス）を印加することにより、被検者Ｘのスライス面におけるプロトンが選択励起される。これにより、プロトンの励起状態からの回復過程時の自由誘導減衰（free induction decay）信号（図示せず）が放出される。このようにして、被検者Ｘの２次元画像であるスライス選択方向のスライス面を特定できる。
【００３３】
次いで、エコー信号の計測のときにリードアウト方向（Ｘ方向）の傾斜磁場Ｇｘおよび位相エンコード方向（Ｙ方向）の傾斜磁場Ｇｙを高速に切り替え、Ｋ空間を一筆書きのように撮像スキャンする。なお、ここで、印加された傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙの積分値が、Ｋ空間（K-space）におけるＸ方向、Ｙ方向の周波数情報の位置座標になる。
【００３４】
つまり、エコー信号を計測するときに、リードアウト方向（Ｘ方向）には、プラスとマイナスの傾斜磁場Ｇｘが交互に印加され、これにより、図２に示すように、エコーセンタＰを中心として、Ｋ空間のＸ方向の周波数情報の座標位置（Ｋｘ）を往復するよう、撮像スキャンが行われる。また、傾斜磁場Ｇｘのプラスとマイナスとの切り替えに合わせて位相エンコード方向（Ｙ方向）に傾斜磁場Ｇｙを短時間印加することにより、Ｋ空間のＹ方向の周波数座標位置（Ｋｙ）を少しだけのプラス方向にずらしている。このようにして、両者を併せると、図２に示すように、Ｋ空間を一筆書きに撮像スキャンできる。
【００３５】
以上の一回の撮像スキャンにより、２次元周波数情報としてのＫ空間が得られ、このＫ空間にフーリエ変換をかけると、図３に示すような磁気共鳴機能画像（ｆＭＲＩ画像；以下、単に「ＭＲＩ画像」と略す）が得られる。
【００３６】
なお、Ｋ空間自体は、ＭＲＩ技術において良く知られている。よって、Ｋ空間の詳細な説明は省略する。
【００３７】
次に、Ｘ方向およびＹ方向にローカルな傾斜磁場ΔＧｘ、ΔＧｙが存在する場合の問題点について述べる。
【００３８】
図４は、Ｘ方向およびＹ方向にローカルな傾斜磁場が存在する場合のＥＰＩ法によるｆＭＲＩ技術の画像解析の問題を模式的に例示した図である。
【００３９】
図４（ａ）には、Ｘ方向にローカルな傾斜磁場ΔＧｘが一様に存在する場合の、撮像スキャンの影響が模式的に図示されている。図４（ｂ）には、Ｙ方向にローカルな傾斜磁場ΔＧｙが一様に存在する場合の、撮像スキャンの影響が模式的に図示されている。図４（ｃ）には、Ｘ方向およびＹ方向にローカルな傾斜磁場ΔＧｘ、ΔＧｙが一様に存在する場合の、撮像スキャンの影響が模式的に図示されている。
【００４０】
上述のとおり、印加された傾斜磁場Ｇｘの積分値が、Ｋ空間（K-space）におけるＸ方向の周波数情報の位置座標（Ｋｘ）になる。よって、Ｘ方向のローカルな傾斜磁場ΔＧｘが一様に存在すると、図４（ａ）に示すように、Ｋ空間の軌跡（trajectory）がＫｘのプラス側にシフトする。すると、Ｋ空間の軌跡のエコーセンタＰもＫｘのプラス側にずれる。よって、サンプリングウィンドウ２０（acquisition window）とＫ空間の軌跡との間のスライス面内でのシフトが生じる。すると、サンプリングウィンドウ２０の周波数情報のみがフーリエ変換されるので、ＭＲＩ信号の減衰が起こり、ＢＯＬＤ信号の感度に悪影響を与える。最悪、ＭＲＩ信号のドロップアウトを招く場合がある。
【００４１】
なお、図４（ｂ）に示す如く、Ｙ方向のローカルな傾斜磁場ΔＧｙが一様に存在する場合でも、図４（ｃ）に示す如く、Ｘ方向およびＹ方向にローカルな傾斜磁場ΔＧｘ、ΔＧｙが一様に存在する場合でも、同じ類の問題が生じるが、ここでは、これらの詳細な説明は省略する。
【００４２】
次に、本実施形態のｆＭＲＩ装置１の特徴部であるポストプロセス（画像処理）段階でのスライス面内のエコーセンタＰのシフト調整方法（ＸＹ−ｓｈｉｍｍｉｎｇ法）について図面を参照しながら説明する。
【００４３】
まず、本件発明者は、既存の「Ｚ−ｓｈｉｍｍｉｎｇ法」と同じ類の手法、つまり、スライス面内のエコーセンタＰのシフト調整において、Ｘ方向および／またはＹ方向に補償用のプリパルスを印加するという手法の可否を検討した。その結果、このような補償用のプリパルス印加法は、撮像時間の増大を招き、使い勝手が悪いとの結論に至った。特に、ローカルな傾斜磁場の強度がピクセル毎に異なると考えられるので、ピクセル毎に異なったプリパルスの印加が必要となり、このような多数のプリパルスを印加すること自体が、脳の活動を実時間（短時間）で知ることを意図する脳機能研究の実情に合わないと判断した。
【００４４】
図５および図６は何れも、本発明の実施形態の磁気共鳴画像法（ＸＹ−ｓｈｉｍｍｉｎｇ法）の説明に用いる図である。
【００４５】
まず、図５に示すように、一回のＥＰＩ撮像スキャンにより、通常のＭＲＩ画像よりも高解像度の、スライス面内におけるフルＫ空間３０（full K-space；生データ）が取得される。そして、このフルＫ空間３０は、コンピュータ６の記憶装置１５（図１参照）に記憶される。例えば、通常のｆＭＲＩ技術で良く使われる６４×６４の空間解像度のＥＰＩ撮像スキャンによって、ＭＲＩ画像４０を取得したい場合、この６４×６４よりも高解像度の９６×９６のＥＰＩ撮像スキャンによって、フルＫ空間３０を取得するとよい。
【００４６】
このようにして、ＥＰＩ撮像スキャンによって、目標解像度（６４×６４）より大きめにフルＫ空間３０が得られる。
【００４７】
次いで、高解像度（ここでは、９６×９６）のフルＫ空間３０が、記憶装置１５からコンピュータ６の内部メモリに読み出され、コンピュータ６の操作画面（図１の表示装置１６）上で、図５に示すように、目標解像度（低解像度；ここでは、６４×６４）に相当するサイズのサンプリングウィンドウ２０（移動ウィンドウ）の位置設定が適宜の回数に亘り行われる。そして、このような位置設定を行う度に、サンプリングウィンドウ２０に対応するフルＫ空間３０の一部である周波数情報が、複数個（ＫＳ−１、ＫＳ−２・・・）取得され、これらの周波数情報（ＫＳ−１、ＫＳ−２・・・）が、コンピュータ６の記憶装置１５に記憶される。なお、フルＫ空間３０の中に、バランスよくサンプリングウィンドウ２０を設定するとよい。
【００４８】
その後、複数の周波数情報（ＫＳ−１、ＫＳ−２・・・）のそれぞれがフーリエ変換されることにより、これらの周波数情報（ＫＳ−１、ＫＳ−２・・・）のそれぞれに対応するＭＲＩ画像４０が複数個（image-1、image-2、・・・）取得され、これらのＭＲＩ画像４０（image-1、image-2、・・・）が、コンピュータ６の記憶装置１５に記憶される。
【００４９】
以上のＭＲＩ画像の構築動作によれば、フルＫ空間３０内の様々な設定位置での周波数情報を用いてフーリエ変換が行われ、多くのＭＲＩ画像４０（image-1、image-2、・・・）が得られる。
【００５０】
よって、図６（ａ）に示すように、エコーセンタＰがＫｘ方向にシフトした場合、エコーセンタＰのシフト量と同じ量だけサンプリング位置が、Ｋｘ方向にずれたサンプリングウィンドウ２０Ａの周波数情報にフーリエ変換をかけるとよい。
【００５１】
これにより、ローカルな傾斜磁場ΔＧｘの影響が少ないＭＲＩ画像を得ることができる。
【００５２】
そして、このようなフルＫ空間３０の一部に相当する周波数情報を使って再構築されたＭＲＩ画像は、恰もリードアウト方向（Ｘ方向）に補償用のプリパルス（傾斜磁場）をかけて撮像した画像と同一視できる。
【００５３】
また、図６（ｂ）に示すように、エコーセンタＰがＫｙ方向にシフトした場合、エコーセンタＰのシフト量と同じ量だけサンプリング位置が、Ｋｙ方向にずれたサンプリングウィンドウ２０Ｂの周波数情報にフーリエ変換をかけるとよい。
【００５４】
これにより、ローカルな傾斜磁場ΔＧｙの影響が少ないＭＲＩ画像を得ることができる。
【００５５】
そして、このようなフルＫ空間３０の一部に相当する周波数情報を使って再構築されたＭＲＩ画像は、恰も位相エンコード方向（Ｙ方向）に補償用のプリパルス（傾斜磁場）をかけて撮像した画像と同一視できる。
【００５６】
更に、図６（ｃ）に示すように、エコーセンタＰがＫｘ方向およびＫｙ方向にシフトした場合、エコーセンタＰのシフト量と同じ量だけサンプリング位置が、Ｋｘ方向およびＫｙ方向にずれたサンプリングウィンドウ２０Ｃの周波数情報にフーリエ変換をかけるとよい。
【００５７】
これにより、ローカルな傾斜磁場ΔＧｘ、ΔＧｙの影響が少ないＭＲＩ画像を得ることができる。
【００５８】
そして、このようなフルＫ空間３０の一部に相当する周波数情報を使って再構築されたＭＲＩ画像は、恰もリードアウト方向（Ｘ方向）および位相エンコード方向（Ｙ方向）に補償用のプリパルス（傾斜磁場）をかけて撮像した画像と同一視できる。
【００５９】
以上のとおり、本実施形態の磁気共鳴画像法によれば、一回のＥＰＩ撮像スキャンによってフルＫ空間３０を取得するだけで、コンピュータ６によるポストプロセス（画像処理）の段階で、Ｘ方向およびＹ方向の様々なシフト調整効果（shimming effect）が発揮された多くのＭＲＩ画像４０（image-1、image-2、・・・）が得られる。
【００６０】
よって、本実施形態の磁気共鳴画像法では、ＥＰＩ撮像スキャンの時間が殆ど犠牲にならないという従来の補償用プリパルス印加法と比較した有利な効果を奏する。
【００６１】
ここで、コンピュータ６によるポストプロセス（画像処理）の段階において、ＭＲＩ画像４０（image-1、image-2、・・・）の中から最適なＭＲＩ画像（つまり、ローカルな傾斜磁場を最も適切にキャンセルできる画像）を評価する手法（言い換えれば、このような画像を選択する手法）の確立が必要となる。特に、スライス面内（２次元）のＭＲＩ画像のピクセル（ｉ、ｊ；ここでは、ｉ＝１〜６４、ｊ＝１〜６４）毎に、最適なＭＲＩ画像が異なるはずなので、以上の評価手法（選択手法）の案出が、「ＸＹ−ｓｈｉｍｍｉｎｇ法」の実用化においては不可欠であると考えられる。
【００６２】
本件発明者は、このような評価手法（選択手法）に、下記式（１）により定式化された、ＭＲＩ信号の強度に相関する一指標としてのＢＯＬＤ感度（ＢＳ）を用いると好都合であることに気がついた。
ＢＳ＝ＴＥ×Ｉ・・・（１）
式（１）において「ＴＥ」は実効エコー時間であり、「Ｉ」は、ＭＲＩ画像のＭＲＩ信号の強度（ピクセル値）である。
【００６３】
なお、ＢＯＬＤ感度を表す上記式（１）は、論文（例えば、R. Deichmann他, Compensation of Susceptibility-Induced BOLD Sensitivity Losses in Echo-Planar fMRI Imaging, NeuroImage 15, 120-135 (2002))においてすでに公表されている。よって、上記式（１）の詳細な説明は省略する。
【００６４】
つまり、本件発明者は、ＭＲＩ画像４０（image-1、image-2、・・・）の中から、スライス面内のピクセル（ｉ、ｊ）毎に、ＢＯＬＤ感度（ＢＳ）が最大となるＭＲＩ画像を選ぶと、選択されたＭＲＩ画像が当該選択対象のピクセル（ｉ、ｊ）にとって最適なＭＲＩ画像に該当すると考えた。そして、このような評価手法（選択手法）の妥当性は、後述の実験検証により裏付けられた。
【００６５】
よって、本実施形態の磁気共鳴画像法では、スライス面内のピクセル（ｉ、ｊ）のそれぞれについて、ＢＯＬＤ感度（ＢＳ）が最大となるＭＲＩ画像を、複数のＭＲＩ画像４０（image-1、image-2、・・・）の中から選択する。そして、ピクセル（ｉ、ｊ）のそれぞれのコントラストデータに、ピクセル（ｉ、ｊ）に対応して選択されたＭＲＩ画像におけるＭＲＩ信号の強度が用いられる。
【００６６】
例示すると、ピクセル（ｉ＝１、ｊ＝１）において、仮にＢＯＬＤ感度（ＢＳ）が最大となるＭＲＩ画像がＭＲＩ画像４０（image-1）であれば、このピクセル（ｉ＝１、ｊ＝１）のコントラストデータに、ＭＲＩ画像４０（image-1）のピクセル（ｉ＝１、ｊ＝１）のＭＲＩ信号の強度が用いられる。
【００６７】
また、ピクセル（ｉ＝１０、ｊ＝１０）において、仮にＢＯＬＤ感度（ＢＳ）が最大となるＭＲＩ画像がＭＲＩ画像４０（image-15）であれば、このピクセル（ｉ＝１０、ｊ＝１０）のコントラストデータに、ＭＲＩ画像４０（image-15）のピクセル（ｉ＝１０、ｊ＝１０）のＭＲＩ信号の強度が用いられる。
【００６８】
最終的に、本実施形態の磁気共鳴画像法では、以上のピクセル（ｉ、ｊ）のそれぞれのコントラストデータに基づいて磁気共鳴画像（コントラスト画像）が再構築され、このような再構築された磁気共鳴画像が、コンピュータ６の表示装置１６上に表示される。
【実施例】
【００６９】
以下、本実施形態の磁気共鳴画像法（ＸＹ−ｓｈｉｍｍｉｎｇ法）の妥当性を実験検証した結果を述べる。なお、以下の実験検証では、スライス面内のローカルな傾斜磁場を人工的（意図的）に作れるよう、マンガン乾電池の中の二酸化マンガン（ＭｎＯ2）の粉を袋に詰めて、被検者Ｘの頭部にこの袋を当てて行われた。
【００７０】
図７および図８は、本発明の実施形態の磁気共鳴画像法（ＸＹ−ｓｈｉｍｍｉｎｇ法）の妥当性を実験検証した結果を表した図である。
【００７１】
図７（ａ）では、従来のＥＰＩ撮像スキャン磁気共鳴機能画像法（以下、「ＥＰＩ画像法」と略す）により得られたスライス面内（２次元）のＭＲＩ画像（撮像写真）が示されている。図７（ｂ）では、本実施形態のＥＰＩ画像法により得られたスライス面内（２次元）のＭＲＩ画像（撮像写真）が示されている。図７（ｃ）では、傾斜磁場の影響を受け難いものの、ＥＰＩ画像法よりも低速の方法によるＭＲＩ構造画像（撮像写真）が、本来の脳全体のＭＲＩ画像の参考として例示されている。
【００７２】
図７に示すように、従来のＥＰＩ画像法では、二酸化マンガンの袋を当てた部分に近い脳部位（図７（ａ）の矢印部分）において、ＭＲＩ画像の影が広がっている。このため、当該部位でのＭＲＩ信号の強度が、二酸化マンガンによるローカルな傾斜磁場の影響を受けて低下し、その結果、ＢＯＬＤ感度が減衰していると考えられる。
【００７３】
これに対して、図７（ａ）および図７（ｂ）の比較から容易に理解できるとおり、本実施形態のＥＰＩ画像法では、ＭＲＩ画像の影の部分が、従来のＥＰＩ画像法に比べて大幅に回復している。
【００７４】
図８では、被検者Ｘに両手タッピングを行わせて、スライス面の位置を「上」、「中」、「下」とした３箇所のＢＯＬＤ信号の時間変化が、従来のＥＰＩ画像法（図８のプロファイル１００）および本実施形態のＥＰＩ画像法（図８のプロファイル２００）について図示されている。
【００７５】
図８に示した従来のＥＰＩ画像法でのＢＯＬＤ信号の時間変化（プロファイル１００）では、ＭＲＩ画像の影（図７参照）となっている部位のＢＯＬＤ信号の特徴が表れていない。
【００７６】
これに対して、本実施形態のＥＰＩ画像法でのＢＯＬＤ信号の時間変化（プロファイル２００）では、本来の被検者Ｘの両手タッピング時のＢＯＬＤ信号の時間変化（詳細な説明および図示は省略）とほぼ同じ傾向が示されている。
【００７７】
以上の実験検証により、本実施形態の磁気共鳴画像法（ＸＹ−ｓｈｉｍｍｉｎｇ法）の妥当性が裏付けられたと考えられる。
【００７８】
以上のとおり、本実施形態の磁気共鳴画像法は、ポストプロセス（画像処理）の段階において、スライス面内のローカルな傾斜磁場ΔＧｘ、ΔＧｙの影響を適切に抑制できるので、一回のＥＰＩ撮像スキャンによってフルＫ空間３０を取得するだけで、スライス面内のピクセル（ｉ、ｊ）毎にＢＯＬＤ感度の減衰が少ない適切なコントラストデータが得られる。このため、本実施形態のｆＭＲＩ装置１では、このようなコントラストデータに基づいて磁気共鳴画像を再構築でき、当該磁気共鳴画像（コントラスト画像）をコンピュータ６上に表示できる。
【００７９】
よって、従来のｆＭＲＩ技術において検出困難であった脳の神経活動部位を含め、人の脳の全領域のＢＯＬＤ信号を測定できるとともに、感度が高い高磁場のｆＭＲＩ技術への適用を可能にする。このため、このようなＸＹ−ｓｈｉｍｍｉｎｇ法を用いた磁気共鳴画像の可視化により、人の脳の機能研究の発展、ひいては脳医学における診断技術の画期的な進展が期待できる。
【００８０】
なお、本発明は上述した実施形態、並びに、実施例に限定されるものではない。その他、各部、各工程の具体的構成要素についても上記実施形態、並びに、実施例に限られるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で種々変形が可能である。
【００８１】
例えば、本実施形態の磁気共鳴画像法では、ＥＰＩ法を例示したが、これに限らず、他のパルスシーケンスを用いた磁気共鳴画像法でも本技術を適用できる。
【産業上の利用可能性】
【００８２】
本発明の磁気共鳴画像法によれば、スライス面内のＸ方向およびＹ方向に存在するローカルな傾斜磁場の影響を適切に抑制できる。
【００８３】
よって、本発明は、プロトンの核磁気共鳴を利用する磁気共鳴画像法の撮像手法として利用でき、例えば、脳医学における画像診断技術に応用できる。
【符号の説明】
【００８４】
１  ｆＭＲＩ装置
２  静磁場発生磁石
３  高周波送信用コイル
４  高周波受信用コイル
５  傾斜磁場コイル
６  コンピュータ（画像処理装置）
７  シーケンサ
８  高周波発生装置
９  変調器
１０、１２  増幅器
１１  傾斜磁場発生装置
１３  位相検波器
１４  ＡＤ変換器
１５  記憶装置
１６  表示装置
２０、２０Ａ、２０Ｂ、２０Ｃ  サンプリングウィンドウ
３０  フルＫ空間
４０  ＭＲＩ画像
【図１】
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【図２】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図３】
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【図７】
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【図８】
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