(57)【要約】      （修正有）【課題】ボクセル内の所定方向におけるプロトンの磁気モーメントの位相グラージェントを導くことができる磁気共鳴画像法、および、このような位相グラージェントを画像のコントラストとして表示できる磁気共鳴画像装置を提供する。【解決手段】ボクセルの中心と前記ボクセルの端部との間の位相の差を独立変数（Ｘ）とし、前記プロトンの密度と相関する信号強度を従属変数（Ｓ）にして定式化された下記式を用いて、前記ボクセル内の所定方向における前記プロトンの磁気モーメントの位相のグラージェント（θ）を導くことができる。Ｓ＝Ｓ0Ｓｉｎｃ（Ｘ）。ただし、Ｓ0：位相のずれがない場合の信号強度【選択図】図３
2010042184.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
プロトンの核磁気共鳴を利用する磁気共鳴画像法であって、
ボクセルの中心と前記ボクセルの端部との間の位相の差を独立変数（Ｘ）とし、前記プロトンの密度と相関する信号強度を従属変数（Ｓ）にして定式化された下記式（１）を用いて、前記ボクセル内の所定方向における前記プロトンの磁気モーメントの位相のグラージェントを導くことができる磁気共鳴画像法。
Ｓ＝Ｓ0Ｓｉｎｃ（Ｘ）・・・（１）
ただし、
Ｓ0：位相のずれがない場合の信号強度
【請求項２】
前記ボクセルの中心を基準とした前記ボクセルの端部の前記位相のグラージェントが前記独立変数（Ｘ）の変数項になっている請求項１記載の磁気共鳴画像法。
【請求項３】
傾斜磁場パルスを前記所定方向にかけて、前記ボクセルの中心を基準にして前記ボクセルの前記所定方向の端部における前記位相をずらし、前記独立変数（Ｘ）が前記ずれた位相を含むことにより、前記独立変数（Ｘ）の変化に対応する前記従属変数（Ｓ）の差を強調することができる請求項２記載の磁気共鳴画像法。
【請求項４】
前記ボクセルの中心を基準にして前記ボクセルの前記所定方向の端部における前記位相をπ／２、リニアにずらし、前記独立変数（Ｘ）が前記ずれた位相を含む場合の前記従属変数（Ｓ）を第１の前記信号強度をとし、
前記ボクセルの中心を基準にして前記ボクセルの前記所定方向の端部における前記位相を−π／２、リニアにずらし、前記独立変数（Ｘ）が前記ずれた位相を含む場合の前記従属変数（Ｓ）を第２の前記信号強度とし、
前記第１信号強度と前記第２信号強度との間の差、および、前記第１信号強度と前記第２信号強度との間の和をとり、前記差と前記和との間の除算を行い、
前記除算により得られた信号強度比と、前記位相のグラージェントとの間の関係を用いて、前記位相のグラージェントを導く請求項３記載の磁気共鳴画像法。
【請求項５】
前記傾斜磁場パルスをスライス選択方向にかけて、前記ボクセルの中心を基準にして前記ボクセルの前記スライス選択方向の端部における前記位相をπ／２、リニアにずらし、
前記スライス選択方向と反対方向にも傾斜磁場パルスをかけて、前記ボクセルの中心を基準にして前記ボクセルの前記スライス選択方向の端部における前記位相を−π／２、リニアにずらす、請求項４記載の磁気共鳴画像法。
【請求項６】
前記傾斜磁場パルスが印加されたリードアウト方向において、撮像スキャンによりｋ空間を取得し、
前記ｋ空間の中心を基準に分割された前記ｋ空間の半分のそれぞれをフーリエ変換することにより、前記第１信号強度に対応する画像および前記第２信号強度に対応する画像を取得し、
前記取得された各画像を用いて、前記位相のグラージェントに対応する画像を取得する請求項４記載の磁気共鳴画像法。
【請求項７】
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プロトンの磁気モーメント状態に依存する信号を検出する検出手段と、
前記信号に基づいて請求項１ないし６の何れかに記載の位相のグラージェントを導き、前記位相のグラージェントの、前記ボクセル毎のコントラスト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、必要に応じて「ＭＲＩ」と略す）は、人体等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、必要に応じて「ｆＭＲＩ」と略す）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。
【特許文献１】特開２００２−１６５７７４号公報
【特許文献２】特開２００７−１９０１２０号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
本件発明者は、ｆＭＲＩなどのＭＲＩ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。この研究開発の過程において、ＭＲＩの３次元画像解析領域の単位である１辺が３ｍｍ程度の極小立方体（以下、「ボクセル」と略す）内の、特定の方向におけるプロトンのスピン（磁気モーメント）の位相グラージェント（phase gradient;位相勾配）の重要性および有益性に着目した。
【０００５】
例えば、被検者に両手タッピングおよび片手タッピングと呼ばれる手の開閉のタスクを行わせ、上述の位相グラージェントを計測することにより、従来のｆＭＲＩ技術では観測不可能であった脳梁（左脳と右脳とをつなぐ神経線維束；神経細胞の軸索の集団）の活動の可視化にはじめて成功した。
【０００６】
よって、本件発明者は、上述の位相グラージェントを画像のコントラストとして用いる手法が、将来、ＭＲＩの標準的な撮像方法として普及すると期待している。そして、このような位相グラージェントを画像のコントラストとして表示できる磁気共鳴画像装置の開発により、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。
【０００７】
なお、従来のＭＲＩ技術においては、プロトンの密度情報を用いて様々な画像のコントラストを作ることに主眼が置かれており、位相グラージェントの重要性および有益性に着目した報告（研究論文や特許公報）は、本件発明者の知る限り、見当たらない。
【０００８】
本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであり、ボクセル内の所定方向におけるプロトンの磁気モーメントの位相グラージェントを導くことができる磁気共鳴画像法、および、このような位相グラージェントを画像のコントラストとして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】
【０００９】
上記課題を解決するため、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であって、
ボクセルの中心と前記ボクセルの端部との間の位相の差を独立変数（Ｘ）とし、前記プロトンの密度と相関する信号強度を従属変数（Ｓ）にして定式化された下記式（１）を用いて、前記ボクセル内の所定方向における前記プロトンの磁気モーメントの位相のグラージェントを導くことができる磁気共鳴画像法を提供する。
【００１０】
Ｓ＝Ｓ0Ｓｉｎｃ（Ｘ）・・・（１）
ただし、Ｓ0：位相のずれがない場合の信号強度
このような位相グラージェントを画像のコントラストとして用いる手法が、将来、ＭＲＩの標準的な撮像方法として普及すると期待され、その結果、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。
【００１１】
つまり、本発明の磁気共鳴画像法では、前記ボクセルの中心を基準とした前記ボクセルの端部の前記位相のグラージェントが前記独立変数（Ｘ）の変数項になっている。
【００１２】
これにより、上記（１）式を用いて位相グラージェントを適切に導くことができる。
【００１３】
また、本発明の磁気共鳴画像法では、傾斜磁場パルスを前記所定方向にかけて、前記ボクセルの中心を基準にして前記ボクセルの前記所定方向の端部における前記位相をずらし、前記独立変数（Ｘ）が前記ずれた位相を含むことにより、前記独立変数（Ｘ）の変化に対応する前記従属変数（Ｓ）の差を強調することが好ましい。
【００１４】
これにより、位相グラージェントの検出において有意な信号強度の差が生じて、位相グラージェントを適切に検出することができる。
【００１５】
また、本発明の磁気共鳴画像法では、前記ボクセルの中心を基準にして前記ボクセルの前記所定方向の端部における前記位相をπ／２、リニアにずらし、前記独立変数（Ｘ）が前記ずれた位相を含む場合の前記従属変数（Ｓ）を第１の前記信号強度をとし、
前記ボクセルの中心を基準にして前記ボクセルの前記所定方向の端部における前記位相を−π／２、リニアにずらし、前記独立変数（Ｘ）が前記ずれた位相を含む場合の前記従属変数（Ｓ）を第２の前記信号強度とし、
前記第１信号強度と前記第２信号強度との間の差、および、前記第１信号強度と前記第２信号強度との間の和をとり、前記差と前記和との間の除算を行い、
前記除算により得られた信号強度比と、前記位相のグラージェントとの間の関係を用いて、前記位相のグラージェントを導くことが好ましい。
【００１６】
これにより、上述の信号強度「Ｓ0」中に含まれるノイズ（例えば、磁気共鳴画像装置のマシンノイズや被検者に由来するノイズ）の除去が行え、位相グラージェントを適切に計算できる。また、位相グラージェントは、Ｓｉｎｃ関数の展開により、信号強度比を用いた簡易な数式に整理され好都合である。
【００１７】
また、本発明の磁気共鳴画像法では、前記傾斜磁場パルスをスライス選択方向にかけて、前記ボクセルの中心を基準にして前記ボクセルの前記スライス選択方向の端部における前記位相をπ／２、リニアにずらし、
前記スライス選択方向と反対方向にも傾斜磁場パルスをかけて、前記ボクセルの中心を基準にして前記ボクセルの前記スライス選択方向の端部における前記位相を−π／２、リニアにずらしてもよい。
【００１８】
これにより、ボクセル内のスライス選択方向におけるプロトンの磁気モーメントの位相グラージェントを導くことができる。
【００１９】
また、本発明の磁気共鳴画像法では、前記傾斜磁場パルスが印加されたリードアウト方向において、撮像スキャンによりｋ空間を取得し、
前記ｋ空間の中心を基準に分割された前記ｋ空間の半分のそれぞれをフーリエ変換することにより、前記第１信号強度に対応する画像および前記第２信号強度に対応する画像を取得し、
前記取得された各画像を用いて、前記位相のグラージェントに対応する画像を取得してもよい。
【００２０】
これにより、ボクセル内のリードアウト方向におけるプロトンの磁気モーメントの位相グラージェントを導くことができる。また、同一の撮像スキャンにおいて、第１信号強度に対応する画像、および、第２信号強度に対応する画像を同時に得ることができるので、撮像スキャンに関連するノイズの低減を適切に行える。
【００２１】
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プロトンの磁気モーメント状態に依存する信号を検出する検出手段と、
前記信号に基づいて上記記載の位相のグラージェントを導き、前記位相のグラージェントの、前記ボクセル毎のコントラスト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を提供する。
【００２２】
このような位相グラージェントを画像のコントラストとして表示できる磁気共鳴画像装置の開発により、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。
【発明の効果】
【００２３】
本発明によれば、ボクセル内の所定方向におけるプロトンの磁気モーメントの位相グラージェントを導くことができる磁気共鳴画像法、および、このような位相グラージェントを画像のコントラストとして表示できる磁気共鳴画像装置が得られる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２４】
以下、本発明の第１および第２実施形態について図面を参照しながら説明する。
（第１実施形態）
図１は、本発明の第１実施形態の磁気共鳴画像装置（ＭＲＩ装置）の構成例を示したブロック図である。
【００２５】
図１に示すように、ＭＲＩ装置１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。
【００２６】
ＭＲＩ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。
【００２７】
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、ＭＲＩ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。
【００２８】
ＭＲＩ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、後述する画像処理演算および核磁気共鳴（ＭＲ）画像（以下、必要に応じて「ＭＲ画像」と略す）の作成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ＭＲ画像として表示する。
【００２９】
ＭＲＩ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ＭＲＩ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。
【００３０】
次に、以上のＭＲＩ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。
【００３１】
図２は、本発明の第１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。核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おり、図２では、その内のグラージェエントエコー（以下、必要に応じて「ＧＲＥ」と略す）法によるパルスシーケンスが示されている。
【００３２】
なお、図２のＧＲＥ法では、図２中に太い実線で示した傾斜磁場パルスＧｓ’以外のパルス構成は公知である。本実施形態では、このような傾斜磁場パルスＧｓ’の印加によって、ボクセル内のスライス選択方向におけるプロトンの磁気モーメントの位相グラージェントが強調されている。
【００３３】
まず、図２中のＧＲＥ法での公知技術について以下に略述し、上述の傾斜磁場パルスＧｓ’の内容については後述する。
【００３４】
図２に示すように、スライス傾斜磁場パルスＧｓ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ＦＩＤ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。
【００３５】
次いで、位相エンコード方向と呼ばれるスライス面内のある特定の方向に傾斜磁場パルスＧｐをかける。また、リードアウト方向と呼ばれる（周波数エンコード方向とも呼ばれる）スライス面内の位相エンコード方向と直交する方向に傾斜磁場パルスＧｒをかける。
【００３６】
すると、位相エンコード方向に傾斜磁場パルスＧｐをかけることによって、強い磁場を受けたプロトンは速く、弱い磁場を受けたプロトンは遅く回転するので、傾斜磁場パルスＧｐの消失後、位相エンコード方向に沿って異なる位相のプロトンのスピン（磁気モーメント）が生じる。また、リードアウト方向に傾斜磁場パルスＧｒをかけることによって、リードアウト方向に沿って異なる周波数のエコー信号Ｅｃｈｏが得られる。
【００３７】
以上の公知の操作により、磁気共鳴画像法では、被検者Ｘのスライス面の特定およびスライス面内の空間エンコーディングが行われる。
【００３８】
次に、図２中の傾斜磁場パルスＧｓ’を用いて、ボクセル内のスライス選択方向におけるプロトンの磁気モーメントの位相グラージェントを導く手法について図面を参照しながら説明する。
【００３９】
ＭＲＩ装置１では、プロトンの磁気モーメント状態の様々な変化を観測しており、上述のエコー信号Ｅｃｈｏの信号強度は、通常、プロトンの密度に相関する（比例関係にある）とされている。
【００４０】
そして、ボクセルの中心と、ボクセルの特定の方向における端部との間のプロトンの磁気モーメントの位相差を独立変数「Ｘ」とし、プロトンの密度と相関するエコー信号Ｅｃｈｏの信号強度を従属変数「Ｓ」にして定式化された以下の式（１）がすでに知られている（例えば、Cary H. Glover: "3D z-Shim Method for Reduction of Susceptibility Effects in BOLD fMRI, Magnetic Resonance in Medicine 42:290-299 (1999)参照）。
Ｓ＝Ｓ0Ｓｉｎｃ（Ｘ）・・・（１）
但し、Ｓ0：位相のずれがない場合のエコー信号Ｅｃｈｏの信号強度
本件発明者は、このような式（１）を用いると、ボクセルの中心を基準としたボクセルの端部の位相グラージェントをエコー信号Ｅｃｈｏの信号強度「Ｓ」の差として導くことができると考えている。
【００４１】
図３は、横軸にプロトンの磁気モーメントの位相差をとり、縦軸にエコー信号Ｅｃｈｏの信号強度をとって（但し、縦軸の数値は「Ｓ0」により規格化されている）、Ｓ＝Ｓ0Ｓｉｎｃ（Ｘ）の関係を描いた図である。
【００４２】
ここで、磁気モーメントの位相差が、位相グラージェント（θ0＋θ）に相当すると考える。つまり、この位相グラージェント（θ0＋θ）のうちの位相グラージェント（θ）が、独立変数「Ｘ」の変数項であると考える。
【００４３】
このような位相グラージェント（θ）が、被検者Ｘの生体組織（ここでは、被検者Ｘの脳組織）を構成するプロトンの磁気モーメント状態に内包される変化量を表し、本磁気共鳴画像法において取得しようとするターゲット量となる。
【００４４】
例えば、被検者Ｘによる特定の作業時（脳活動時）と安静時との間において、ＭＲＩ装置１から得られる位相グラージェント（θ）に変化が生じる可能性があると考えられ、このような位相グラージェント（θ）の検出により、被検者Ｘの脳の機能研究における新たな知見が提供されると期待できる。
【００４５】
また、位相グラージェント（θ0＋θ）のうちの「θ0」は、図２中の傾斜磁場パルスＧｓ’をスライス選択方向にかけることにより、ボクセルの中心と、ボクセルのスライス選択方向の端部との間で位相がリニアにずれる成分であるとする。つまり、この位相グラージェント（θ0＋θ）のうちの「θ0」が、独立変数「Ｘ」のうち、意図的に与えられる位相のずれであるとする。
【００４６】
本件発明者は、このような状況において、傾斜磁場パルスＧｓ’によって位相をリニアにずらすことが、式（１）のＳｉｎｃ関数の性質上、上述の位相グラージェント（θ）の検出において極めて好都合であることに気がついた。
【００４７】
まず、傾斜磁場パルスＧｓ’による「θ0」が発生しないと仮定する（つまり、θ0＝０と仮定する）。すると、位相グラージェント（θ）の検出に関して、以下の問題が生じる。
【００４８】
位相グラージェント（θ）は、図３中の「ａ」位置に対応するエコー信号Ｅｃｈｏの信号強度「Ｓａ」と図３中の「ｂ」位置に対応するエコー信号Ｅｃｈｏの信号強度「Ｓｂ」との間の差「Ｓａ−Ｓｂ」として検出される。ところが、位相グラージェント（θ）が小さな値を取ると（位相グラージェント（θ）は、通常、小さな値を取ることが多い）、式（１）のＳｉｎｃ関数の性質上、「Ｓａ−Ｓｂ」が微小になるので（つまり、Ｘ≒０の場合、ＳｉｎｃＸ≒０）、このような「Ｓａ」および「Ｓｂ」間のエコー信号Ｅｃｈｏの微弱な信号強度差を検出できない場合がある。
【００４９】
そこで、本実施形態では、エコー信号Ｅｃｈｏの取得前（例えば、スライス傾斜磁場パルスＧｓと傾斜磁場パルスＧｐとの間の適時に）、傾斜磁場パルスＧｓ’をかけ、ボクセルの中心を基準にしてボクセルのスライス選択方向の端部における位相をリニアにずらすことにより、上述の問題を適切に解決している。
【００５０】
例えば、図２および図３に示すように、ボクセルに傾斜磁場パルスＧｓ’をかけて、位相をリニアにずらすと（つまり、「θ0」≠０とすると）、位相グラージェント（θ）は、図３中の「ｃ」位置に対応するエコー信号Ｅｃｈｏの信号強度「Ｓｃ」と図３中の「ｄ」位置に対応するエコー信号Ｅｃｈｏの信号強度「Ｓｄ」との間の差「Ｓｃ−Ｓｄ」として検出される。この「Ｓｃ−Ｓｄ」は、式（１）のＳｉｎｃ関数の性質上、上述の「Ｓａ−Ｓｂ」と比べて格段に大きな値を取る。
【００５１】
その結果、位相グラージェント（θ）の検出においてエコー信号Ｅｃｈｏに有意な信号強度差が生じて、位相グラージェント（θ）を適切に検出することができる。
【００５２】
このようにして、本実施形態では、式（１）の独立変数「Ｘ」がリニアにずれた位相を含むことにより、位相グラージェント（θ）のコントラスト、つまり、位相グラージェント（θ）を表す独立変数「Ｘ」の変化に対応するエコー信号Ｅｃｈｏの信号強度の差（従属変数「Ｓ」の差）が強調されている。
【００５３】
但し、上述の位相グラージェント（θ）のコントラストの強調法は一例に過ぎない。例えば、スライス選択方向に傾斜磁場パルスＧｓ’をかけ（図２参照）、かつ、スライス選択方向と反対方向にも傾斜磁場パルス（−Ｇｓ’）をかけてもよい。
【００５４】
すると、図３中の「ｅ」位置および「ｄ」位置に示す如く、傾斜磁場パルスＧｓ’によるエコー信号Ｅｃｈｏの信号強度「Ｓ1」（Ｓ1＝Ｓ0Ｓｉｎｃ（θ0＋θ））と、傾斜磁場パルス（−Ｇｓ’）によるエコー信号Ｅｃｈｏの信号強度「Ｓ2」（Ｓ2＝Ｓ0Ｓｉｎｃ（−θ0＋θ））と、を得ることができる。その結果、両者間の信号強度の差（Ｓ1−Ｓ2＝Ｓ0（Ｓｉｎｃ（θ0＋θ）−Ｓｉｎｃ（−θ0＋θ））を画像にして、位相グラージェント（θ）を強調できる。このように信号強度の差（Ｓ1−Ｓ2）を取ることにより、適宜のノイズキャンセルがなされるとともに、位相グラージェント（θ）のコントラスト自体が、上述の「Ｓｃ」および「Ｓｄ」間のエコー信号Ｅｃｈｏの信号強度の差「Ｓｃ−Ｓｄ」を検出する場合に比べて、ほぼ倍に強調できるので都合がよい。
【００５５】
なお、傾斜磁場パルス（−Ｇｓ’）のパルスシーケンスについては、図２の参酌により容易に理解できるので、図示を省略する。
【００５６】
次に、以上に述べた位相グラージェント（θ）の具体的な計算手法の一例について述べる。
【００５７】
ここでは、スライス選択方向に傾斜磁場パルスＧｓ’をかけ、スライス選択方向と反対方向にも傾斜磁場パルス（−Ｇｓ’）をかける場合の位相グラージェント（θ）の計算例を述べる。
【００５８】
まず、ボクセルの中心を基準にしてボクセルのスライス選択方向の端部における位相がプラス方向にリニアにずれるよう、ボクセルのスライス選択方向に傾斜磁場パルスＧｓ’をかける。
【００５９】
この場合、ボクセルの中心とボクセルの端部との間の位相のずれが、「θ0」＝π／２となるように、傾斜磁場パルスＧｓ’は設定されている。すると、式（１）のＳｉｎｃ関数を上手く展開できるので都合がよい（後述の式（３）参照）。
【００６０】
このようにして、傾斜磁場パルスＧｓ’によるエコー信号Ｅｃｈｏの信号強度「Ｓ1」（Ｓ1＝Ｓ0Ｓｉｎｃ（π／２＋θ））が得られる。
【００６１】
また、ボクセルの中心を基準にしてボクセルのスライス選択方向の端部における位相がマイナス方向にリニアにずれるよう、ボクセルのスライス選択方向と反対方向にも傾斜磁場パルス（−Ｇｓ’）をかける。
【００６２】
この場合、ボクセルの中心とボクセルの端部との間の位相のずれが、「θ0」＝−π／２となるように、傾斜磁場パルス（−Ｇｓ’）は設定されている。すると、式（１）のＳｉｎｃ関数を上手く展開できるので都合がよい（後述の式（３）参照）。
【００６３】
このようにして、傾斜磁場パルス（−Ｇｓ’）によるエコー信号Ｅｃｈｏの信号強度「Ｓ2」（Ｓ2＝Ｓ0Ｓｉｎｃ（−π／２＋θ））が得られる。
【００６４】
次いで、下記の式（２）に示す如く、エコー信号Ｅｃｈｏの信号強度「Ｓ1」と、エコー信号Ｅｃｈｏの信号強度「Ｓ2」との間の差（Ｓ1−Ｓ2）をとる。また、エコー信号Ｅｃｈｏの信号強度「Ｓ1」と、エコー信号Ｅｃｈｏの信号強度「Ｓ2」との間の和（Ｓ1＋Ｓ2）をとる。そして、これらの差（Ｓ1−Ｓ2）および和（Ｓ1＋Ｓ2）の間の除算を行う（正確には差（Ｓ1−Ｓ2）を和（Ｓ1＋Ｓ2）で除している）。これにより、位相グラージェント（θ）に対応する信号強度比「Ｒ」が当該除算により得られる。
Ｒ＝（Ｓ1−Ｓ2）／（Ｓ1＋Ｓ2）・・・（２）
上述の信号強度比「Ｒ」では、下記の式（３）に示す如く、位相のずれがない場合のエコー信号Ｅｃｈｏの信号強度「Ｓ0」を含まないよう、「Ｓ0」が適切にキャンセルされている。また、位相グラージェント（θ）は、Ｓｉｎｃ関数の展開により、下記の式（３）に示す如く、信号強度比「Ｒ」を用いた簡易な数式に整理され好都合である。
・・・（３）
最終的に、位相グラージェント（θ）を、以下の式（４）により導くことができる。
【００６５】
これにより、上述の信号強度「Ｓ0」中に含まれるノイズ（例えば、ＭＲＩ装置１のマシンノイズや被検者Ｘに由来するノイズ）の除去が行え、位相グラージェント（θ）を適切に計算できる。
位相グラージェント（θ）＝π／２×Ｒ・・・（４）
【実施例１】
【００６６】
以下、人の脳を模擬したファントムを作製して、当該ファントムによるスライス選択方向の位相グラージェント（θ）を計測した実験結果の一例を述べる。
【００６７】
本実施例では、コンピュータ６は、画像処理プログラムによる処理手順に従い、以下の画像処理を実行した。
【００６８】
なお、図２に示すように、エコー信号Ｅｃｈｏの読み出し前に、スライス選択方向に傾斜磁場パルスＧｓ’が印加され、この傾斜磁場パルスＧｓ’は、スライスの両表面の位相が、中心の位相を基準にしてπ／２、および、−π／２、ずれるように設定された。
【００６９】
まず、コンピュータ６は、通常の撮像スキャンにより、上述の式（３）中のエコー信号Ｅｃｈｏの信号強度「Ｓ1」に対応する画像（以下、「Ｓ1画像」という）を取得し、このＳ1画像を、図４（ａ）に示す如く、表示装置１６に表示した。
【００７０】
次いで、エコー信号Ｅｃｈｏの読み出し前に、スライス選択方向と反対方向に傾斜磁場パルス（−Ｇｓ’）が印加され、コンピュータ６は、通常の撮像スキャンにより、上述の式（３）中のエコー信号Ｅｃｈｏの信号強度「Ｓ2」に対応する画像（以下、「Ｓ2画像」という）を取得し、このＳ2画像を、図４（ｂ）に示す如く、表示装置１６に表示した。
【００７１】
そして、コンピュータ６は、Ｓ1画像、Ｓ2画像、および、上述の式（３）、（４）を用いて、スライス選択方向の位相グラージェント（θ）（以下、「スライス選択方向のＰＧ（phase gradient）信号」と呼ぶ）を計算して、このＰＧ信号を用いた位相グラージェント（θ）のボクセル毎のコントラスト画像を、図４（ｃ）に示す如く、表示装置１６に表示した。
【００７２】
なお、実験用のファントムは、頭蓋骨入りのものであり、図４では、副鼻腔の影響による磁場強度のスライス選択方向の大きな変化が適切に再現できている。これにより、図４の表示結果が妥当であると考えられる。
【００７３】
以上のとおり、本実施形態の磁気共鳴画像法は、３次元の画像解析領域の単位であるボクセル内のスライス選択方向におけるプロトンの磁気モーメントの位相グラージェント（θ）を導くことができ、その結果、上述のスライス選択方向の位相グラージェント（θ）のボクセル毎のコントラスト画像をコンピュータ６上に適切に表示できる。よって、このような位相グラージェント（θ）のコントラスト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。
（第２実施形態）
本実施形態のＭＲＩ装置のハードウェア構成は、第１実施形態（図１）で述べたＭＲＩ装置１のハードウェア構成と同じである。よって、以下の説明では、本実施形態のＭＲＩ装置の構成の詳細な説明は省略する。
【００７４】
つまり、本実施形態のＭＲＩ装置については、コンピュータ６（図１参照）の記憶装置１５に、第１実施形態で述べた画像処理プログラムと異なるプログラムが記憶されている点で、第１実施形態のＭＲＩ装置１と区別されるが、ハードウェア上、このＭＲＩ装置１をそのまま使用することができる。
【００７５】
また、第１実施形態で述べた式（１）、式（２）、式（３）および式（４）については、本実施形態でもそのまま用いることができるので、ここでは、これらの式の説明も省略する。
【００７６】
図５は、本発明の第２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。また、図６は、本発明の第２実施形態の磁気共鳴映像法による画像の構築手法を説明する模式図である。
【００７７】
本実施形態では、第１実施形態で述べた傾斜磁場パルスＧｓ’（図２参照）の印加を止め、従来のリードアウト方向の傾斜磁場パルスＧｒ（図５中に点線で図示）よりもリードアウト方向の解像度が倍になるよう（つまり、リードアウト時間が倍になるよう）、リードアウト方向の傾斜磁場パルスＧｒ’（図５中に太い実線で図示）を長めに印加している。
【００７８】
より詳しくは、図６に示すように、リードアウト方向において、撮像スキャンにより、２次元周波数情報（ｋ空間；k-space）が得られ、図６および図７に示すように、リードアウト方向の解像度が倍になるよう、ｋ空間のリードアウト方向の長さが、従来のｋ空間のリードアウト方向の長さに比べて倍になっている。なお、ｋ空間自体は、ＭＲＩ技術において良く知られているので、ｋ空間の詳細な説明は省略する。
【００７９】
次いで、ｋ空間の中心を基準に分割されたｋ空間の半分(図６、７中の「1st half」、「2nd half」)のそれぞれをフーリエ変換することにより、上述の式（３）中のエコー信号Ｅｃｈｏの信号強度「Ｓ1」に対応する画像（以下、「Ｓ1画像」と略す）、および、上述の式（３）中のエコー信号Ｅｃｈｏの信号強度「Ｓ2」に対応する画像「以下、「Ｓ2画像」と略す」を構築する。
【００８０】
最後に、Ｓ1画像、Ｓ2画像および上述の式（３）、（４）を用いると、リードアウト方向の位相グラージェント（θ）のボクセル毎のコントラスト画像が得られる。
【００８１】
以上のパルスシーケンスを採用することにより、同一の撮像スキャンにおいて、上述のＳ1画像およびＳ2画像を同時に得ることができる。これにより、本実施形態では、撮像スキャンに関連するノイズ低減を、２回の撮像スキャンが必要な第１実施形態の磁気共鳴画像法に比べて適切に行えるという効果を奏する。
【実施例２】
【００８２】
以下、上述のファントムによるリードアウト方向の位相グラージェント（θ）を計測した実験結果の一例を述べる。
【００８３】
本実施例では、コンピュータ６は、図５に示すように、エコー信号Ｅｃｈｏの読み出しの際に、リードアウトの解像度が、従来のリードアウト方向の解像度よりも倍になるよう、リードアウト時間を倍に設定して、リードアウト方向にｋ空間を取得した（図７参照）。これにより、ｋ空間のリードアウト方向の長さは、従来のｋ空間のリードアウト方向の長さよりも倍になる。
【００８４】
そして、コンピュータ６は、画像処理プログラムによる処理手順に従い、以下の画像処理を実行した。
【００８５】
まず、コンピュータ６は、ｋ空間の右半分をフーリエ変換することにより、上述のＳ1画像を取得し、このＳ1画像を図８（ａ）に示す如く、表示装置１６に表示した。また、コンピュータ６は、ｋ空間の左半分をフーリエ変換することにより、上述のＳ2画像を取得し、このＳ2画像を図８（ｂ）に示す如く、表示装置１６に表示した。
【００８６】
そして、コンピュータ６は、Ｓ1画像、Ｓ2画像、および、上述の式（３）、（４）を用いて、リードアウト方向の位相グラージェント（θ）（以下、「リードアウト方向のＰＧ（phase gradient）信号」と呼ぶ）を計算して、このＰＧ信号を用いた位相グラージェント（θ）のボクセル毎のコントラスト画像を、図８（ｃ）に示す如く、表示装置１６に表示した。
【００８７】
ここでは、図８（ｃ）において、位相グラージェント（θ）が左側から右側に増加傾向にある場合、明るい表示（つまり、白に近い表示）を行い、位相グラージェント（θ）が左側から右側に減少傾向にある場合、暗い表示（つまり、黒に近い表示）を行い、位相グラージェント（θ）が変化しない場合、中間色の表示（つまり、灰色に近い表示）を行っている。
【００８８】
また、図８の表示結果との間の対比を行えるよう、図９には、同一の実験条件で求めた位相の平均的な強度の濃淡表示が示されている（強度が大きいほど、明るく表示している）。
【００８９】
図８（ｃ）の表示結果と図９の表示結果の対比によると、図８（ｃ）の位相グラージェント（θ）の表示結果は、図９に示した位相強度の変化を上手く再現できており、妥当であると考えられる。
【００９０】
以上のとおり、本実施形態の磁気共鳴画像法は、３次元の画像解析領域の単位であるボクセル内のリードアウト方向におけるプロトンの磁気モーメントの位相グラージェント（θ）を導くことができ、その結果、上述のリードアウト方向の位相グラージェント（θ）のボクセル毎のコントラスト画像をコンピュータ６上に適切に表示できる。よって、このような位相グラージェント（θ）のコントラスト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。
【００９１】
なお、本発明は上述した第１および第２実施形態、並びに、実施例１、２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第１および第２実施形態、並びに、実施例１、２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。
【産業上の利用可能性】
【００９２】
本発明の磁気共鳴画像法によれば、ボクセル内の所定方向における核磁気共鳴が起こったプロトンの磁気モーメントの位相グラージェントを導くことができる。
【００９３】
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。
【図面の簡単な説明】
【００９４】
【図１】本発明の第１実施形態の磁気共鳴画像装置（ＭＲＩ装置）の構成例を示したブロック図である。
【図２】本発明の第１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】横軸にプロトンの磁気モーメントの位相差をとり、縦軸にエコー信号Ｅｃｈｏの信号強度をとって、Ｓ＝Ｓ0Ｓｉｎｃ（Ｘ）の関係を描いた図である。
【図４】実施例１のファントムによる実験結果の一例を写真として示した図である
【図５】本発明の第２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６】本発明の第２実施形態の磁気共鳴映像法による画像の構築手法を説明する模式図である。
【図７】実施例２のファントムによるｋ空間の一例を写真として示した図である。
【図８】実施例２のファントムによる実験結果の一例を写真として示した図である。
【図９】実施例２のファントムによる位相強度の表示例を写真として示した図である
【符号の説明】
【００９５】
１  ＭＲＩ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
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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