(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴現象を利用して磁気共鳴画像を繰り返し撮影する手段と、
前記磁気共鳴画像の撮影と並行して前記被検体に刺激又は負荷を断続的に与える手段と、
前記刺激及び前記負荷が与えられていない安静期に撮影された磁気共鳴画像のピクセル値の時間変化に基づいて、前記刺激又は前記負荷が与えられている活性期の基底成分を推定する推定手段と、
前記活性期の磁気共鳴画像のピクセル値から前記推定された基底成分を差分することにより生理機能画像を生成する手段とを具備することを特徴とする磁気共鳴映像装置。
【請求項２】
前記推定手段は、前記安静期の時間変化を曲線近似することにより全期間にわたる基底成分の時間変化を推定することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像装置。
【請求項３】
前記推定手段は、ピクセル毎に安静期の時間変化を曲線近似して全期間にわたる基底成分の時間変化を推定することを特徴とする請求項２記載の磁気共鳴映像装置。
【請求項４】
前記推定手段は、特定のピクセルに関する安静期の時間変化を曲線近似して全期間にわたる基底成分の時間変化を推定し、他のピクセルに関しては、安静期内の特定の時刻における前記特定のピクセルのピクセル値に対する同じ時刻における前記他のピクセルのピクセル値の比率に基づいて、前記特定のピクセルに関する全期間にわたる基底成分の時間変化から、前記他のピクセル各々の全期間にわたる基底成分の時間変化を求めることを特徴とする請求項２記載の磁気共鳴映像装置。
【請求項５】
前記推定手段は、前記刺激又は前記負荷が与えられても活性化しない不活性領域内から前記特定のピクセルを選択するための選択手段を有することを特徴とする請求項４記載の磁気共鳴映像装置。
【請求項６】
前記選択手段は、安静期と活性期との間でピクセル値の変動幅が所定値以下のピクセルを前記特定のピクセルとして選択することを特徴とする請求項５記載の磁気共鳴映像装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体内の生理機能情報を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画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  画像と称する）、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  画像と称する）、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、密度画像と称する）、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】
Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ２３，３７−４５（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。これらの撮像法や造影剤を利用することにより、生体内の脳血流循環（ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ  ）や拡散（ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ  ）に関する情報を得ることができる。ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ  やｄｉｆｆｕｓｉｏｎ  の画像化法では、時間的な変化を調べるため複数の画像の差分を求めたり、あるいは微小な信号変化を検出するため加算平均を求める事が多い。
【０００５】
一方、Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ１４，６８−７８（１９９０）に記載されているように、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、  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  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。
【０００６】
上記性質を利用する事により、例えば光刺激に対して反応する脳の皮質部にある視野領域の活性具合など、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．  Ｓｃｉ．  ＵＳＡ８９，５６７５−５６７９（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高速パルスシーケンスである。
【０００７】
ところで、活性化による画像コントラストの変化は非常に微少である。そのため、この微少な変化を強調する方法として、活性化の前後で撮影した２枚の画像の差分をとる方法（差分法）が従来より用いられてきた。
【０００８】
しかし、この差分法には、  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ３０，１６１−１７３（１９９３）にも記載されているように、次のような問題がある。上述したように活性化の前後で磁気共鳴信号は変化する。この磁気共鳴信号の変化が、画像コントラストの変化として再構成画像に反映されるわけである。ここで、活性化にのみ依存するピクセルデータの変動分を“活性成分”と定義し、また活性化に起因しない成分を“基底成分”と定義する。つまり、刺激や負荷が与えられている活性期に撮影した画像のピクセルデータは活性成分と基底成分とからなり、刺激や負荷が与えられていない安静期に撮影した画像のピクセルデータは基底成分のみからなる。差分法は、基底成分を除去し、活性成分を抽出する手法と言える。
【０００９】
ところで、基底成分は、血流供給量の変化や、活性組織の沈静化時間の変動（活性成分の残留）等の不確定要素に起因して、経時的に変動することが知られており、撮影時刻が相違すると、この基底成分が変化している可能性が高い。したがって、活性期の画像から安静期の画像を差分しても、基底成分を完全に除去しきれず、生理機能画像の精度が低下してしまうという問題があった。なお、現在、信号のＳＮ比を高くするために、多数の画像を繰り返し撮影して、アベレージングすることが行われているが、これは差分される画像間の撮影時刻の時間差を実質的に延長し、そして基底成分の変動を拡大し、上記精度の低下を促進させてしまうという反面性を有している。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、精度の高い生理機能画像を生成す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。
【００１１】
【問題点を解決するための手段】
本発明による磁気共鳴映像装置は、磁気共鳴現象を利用して磁気共鳴画像を繰り返し撮影する手段と、前記磁気共鳴画像の撮影と並行して前記被検体に刺激又は負荷を断続的に与える手段と、前記刺激及び前記負荷が与えられていない安静期に撮影された磁気共鳴画像のピクセル値の時間変化に基づいて、前記刺激又は前記負荷が与えられている活性期の基底成分を推定する推定手段と、前記活性期の磁気共鳴画像のピクセル値から前記推定された基底成分を差分することにより生理機能画像を生成する手段とを具備する。
【００１２】
本発明によれば、安静期に撮影された磁気共鳴画像のピクセル値の時間変化に基づいて、不確定な活性期の基底成分を比較的高精度で推定することができ、したがって基底成分の時間的な変動による悪影響を軽減して、比較的高い精度で生理機能画像を生成することができる。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して、本発明による磁気共鳴映像装置の実施形態を説明する。
図１は、本実施形態に係る磁気共鳴診断装置の構成を示すブロック図である。被検体７を収容できるように円筒状の内部空間が形成されたコイルアセンブリには、静磁場磁石１、均一性調整コイル（シムコイル）３、傾斜磁場コイル５、プローブ（ＲＦコイル）９が装備される。撮影時には、被検体７は、寝台８に載置され、撮影領域内に配置される。刺激装置１７は、光や音等の刺激や負荷を被検体７に与える。
【００１４】
静磁場磁石１は励磁用電源２から電流の供給を受けて撮影領域内に静磁場を発生する。この静磁場磁場の向きをＺ方向と定義する。均一性調整コイル３は、磁場均一性調整コイル用電源４から電流の供給を受けて撮影領域内の磁場分布を均一に補正する。勾配磁場生成コイル５は勾配磁場生成コイル用電源６から電流の供給を受けてＸＹＺ各々の方向に沿って磁場強度が空間的に変化する勾配磁場を発生する。プローブ９は送信部１０から高周波信号の供給を受けて被検体７に高周波磁場を印加する。また、プローブ９は被検体７からの磁気共鳴信号を受信する。なお、ここではプローブ９を送受信兼用しているが、送信専用プローブと受信専用プローブとを別体で設けるようにしてもよい。
【００１５】
受信部１１は、受信された磁気共鳴信号を増幅し、直交位相検波する。データ収集部１３は、検波された磁気共鳴信号をディジタル信号に変換する。
電子計算機１４は、データ収集部１３でディジタル信号に変換された磁気共鳴信号に基づいて、磁気共鳴画像データを再構成する。磁気共鳴画像データは、画像表示装置１６で磁気共鳴画像としてビジュアルに表示され、また画像データ記憶部１７に記憶される。
【００１６】
生理機能画像生成部１８は、画像データ記憶部１７に記憶されている複数フレーム分の磁気共鳴画像データに基づいて、刺激及び前記負荷が与えられていない安静期に撮影された磁気共鳴画像データのピクセル値の時間変化に基づいて、刺激又は負荷が与えられている活性期の基底成分を推定し、活性期の磁気共鳴画像データのピクセル値から上記推定された基底成分を差分することにより生理機能画像データを生成する。
【００１７】
なお、刺激や負荷に対する生理的な反応としての活性化の前後で、磁気共鳴信号は変化する。この磁気共鳴信号の変化が、画像コントラストの変化として再構成画像に反映される。活性化にのみ依存するピクセルデータの変動分を“活性成分”と定義し、また活性化に起因しない成分を“基底成分”と定義する。つまり、刺激や負荷が与えられている活性期に撮影した画像のピクセルデータは活性成分と基底成分とからなり、刺激や負荷が与えられていない安静期に撮影した画像のピクセルデータは基底成分のみからなる。
【００１８】
生理機能画像生成部１８で生成された生理機能画像データは、画像表示装置１６で磁気共鳴画像としてビジュアルに表示される。
シーケンスコントローラ１２は、所定のパルスシーケンスを実行するために、勾配磁場生成コイル用電源６、送信部１０、受信部１１を制御する。また、シーケンスコントローラ１２は、パルス系列の実行に並行して被検体７に刺激が断続的に与えられるように刺激装置１７を制御する。
【００１９】
図２と図３は生理機能情報の画像化を可能とするパルスシーケンスを示している。なお、ＲＦは高周波磁場、Ｇｓ，Ｇｒ，Ｇｅはそれぞれスライス用勾配磁場、読み出し用勾配磁場、位相エンコード用勾配磁場を示している。また、ＳＩＧ／ＡＤＣは、磁気共鳴信号とデータ収集のタイミングをそれぞれ示す。スライス用勾配磁場Ｇｓは被検体７内の所望のスライス領域を選択的に励起するための勾配磁場、読み出し用勾配磁場ＧｒはＸ方向の空間的位置情報を磁気共鳴信号に周波数情報として与えるための勾配磁場、位相エンコード用勾配磁場ＧｅはＹ方向の空間的位置情報を磁気共鳴信号に位相情報として与えるための勾配磁場である。
【００２０】
図２のパルスシーケンスはフィールドエコー法として周知の手法であり、まず、所望のスライス領域内の磁化スピンを選択的に励起するために、周波数調整された高周波磁場パルスＲＦとスライス用勾配磁場Ｇｓとが被検体に印加される。次に、被検体に位相エンコード用勾配磁場Ｇｅが印加される。そして、読み出し用勾配磁場Ｇｒの存在下で自由誘導減衰信号（ＦＩＤ）が収集される。高周波磁場パルスＲＦは繰り返し時間ＴＲで周期的に発生され、その繰り返し毎に位相エンコード用勾配磁場Ｇｅの時間積分量が順次変更される。
【００２１】
図２のパルスシーケンスにおいて、生理機能を画像化するための典型的な条件は、繰り返し時間ＴＲが５０−１００ミリ秒、高周波磁場パルスＲＦの中心からデータのサンプリング期間の中心までの時間間隔としてのエコー時間ＴＥが３０〜７０ミリ秒である。また、高周波磁場パルスＲＦはフリップ角が１０〜４０゜に調整される。
【００２２】
図３のパルスシーケンスは、高周波磁場パルスＲＦが発生された後、読み出し用勾配磁場Ｇｒを正負交互にスイッチングしながらエコー信号を繰り返し発生させるエコープラナー法として周知の手法である。この手法では、高周波磁場パルスＲＦによる１回のスピンの励起で、１フレームの画像データを再構成するのに必要とされるデータ（１フレーム分のデータ）を得ることができる。
【００２３】
図３のパルスシーケンスにおいて、生理機能を画像化するための典型的な条件は、高周波磁場パルスＲＦ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としてのエコー時間ＴＥが５０〜７０ミリ秒である。
【００２４】
図２あるいは図３のパルスシーケンスにより得られたデータを適当な前処理をした後に、複素フーリエ変換することにより、Ｔ２ ＊コントラストの画像が再構成される。このＴ２ ＊コントラスト画像では、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、その近傍での帯磁場変化に伴うＴ２ ＊コントラスト変化を捕らえることができる。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らえることもできる。
【００２５】
図４は、刺激や負荷の印加とパルスシーケンスとのタイムチャートを示している。なお、ここでは、パルスシーケンスは、１フレーム分のデータを収集することを１ユニットとして扱うものとする。図２や図３に示したパルスシーケンスは、繰り返し実行される。この実行中に、刺激又は負荷が被検体に断続的に与えられる。刺激及び負荷が与えられていない安静期には、パルスシーケンスがｐ回繰り返し実行され、ｐフレームの磁気共鳴画像が繰り返し撮影される。刺激又は前記負荷が与えられている活性期には、パルスシーケンスがｑ回繰り返し実行され、ｑフレームの磁気共鳴画像が繰り返し撮影される。安静期と活性期が交互に繰り返され、最終的に安静期の磁気共鳴画像がＰフレーム撮影され、活性期の磁気共鳴画像がＱフレーム撮影される。
【００２６】
次に、生理機能画像生成部１８による生理機能画像の生成処理について説明する。この生成処理には第１のモードと第２のモードとがある。生理機能画像生成部１８に第１のモードと第２のモードとの両方を装備させておき、オペレータにより選択的に用いるようにしてもよいし、生理機能画像生成部１８に第１のモードと第２のモードとのいずれか一方のモードだけを装備させておき、一方のモードを固定的に用いるようにしてもよい。以下、各モードを順番に説明する。
（第１のモード）
図５は、第１のモードによる生理機能画像の生成処理手順を示すフローチャートである。なお、生理機能画像のマトリクスサイズはｎピクセル×ｍピクセルであると仮定する。ステップＳ１１において、安静期と活性期とを含む全期間に撮影されたＰ＋Ｑフレームの磁気共鳴画像データに基づいて、全期間にわたるピクセル値の時間変化Ｓ（Ｘｉ，Ｙｊ，Ｋ）  がピクセル毎に、合計ｎ×ｍ個作成される。なお、ｋは撮影時刻に対応するパラメータとして、ここでは撮影順序に応じて連番が与えられるものとする。
【００２７】
図６（ａ）に活性領域内に対応する或るピクセルに関する全期間の時間変化Ｓ（Ｘｉ，Ｙｊ，Ｋ）  を示し、図６（ｂ）に不活性領域内に対応する或るピクセルに関する全期間の時間変化Ｓ（Ｘｉ，Ｙｊ，Ｋ）  を示している。活性領域とは、刺激や負荷に対して反応する脳皮質部の特定の実体的領域として定義され、不活性領域とは、刺激や負荷に対して反応しない実体的領域として定義される。
【００２８】
次にステップＳ１２において、安静期に撮影されたＰフレームの磁気共鳴画像データに基づいて、安静期のピクセル値の時間変化Ｒ（Ｘｉ，Ｙｊ，Ｋ）  がピクセル毎に、合計ｎ×ｍ個作成される。
【００２９】
図７（ａ）に活性領域内に対応する或るピクセルに関する安静期の時間変化Ｒ（Ｘｉ，Ｙｊ，Ｋ）  を示し、図７（ｂ）に不活性領域内に対応する或るピクセルに関する安静期の時間変化Ｒ（Ｘｉ，Ｙｊ，Ｋ）  を示している。安静期の時間変化Ｒ（Ｘｉ，Ｙｊ，Ｋ）  は、活性期を除く断続的な曲線として表される。
【００３０】
次にステップＳ１３において、図８（ａ），（ｂ）に示すように、断続的な安静期の時間変化Ｒ（Ｘｉ，Ｙｊ，Ｋ）  が曲線近似により連結され、活性期を含む全期間のの基底成分の時間変化Ｙ（Ｘｉ，Ｙｊ，Ｋ）  がピクセル毎に推定される。これにより、不確定であった活性期の基底成分が推定される。
【００３１】
曲線近似のための曲線モデルとして例えば（１）式に示す多項式モデルを使って、一般的な線形最小二乗法により曲線近似される。勿論、他種のモデルを採用してもよい。また、生理機能画像生成部１８に特定の１種類の曲線モデルを装備させておき、これを固定的に用いるようにしてもよいし、生理機能画像生成部１８に複数種類の曲線モデルを装備させておき、オペレータによって選択的に用いるようにしてもよい。
【００３２】
Ｙ（Ｋ）  ＝  ａ１  ＋  ａ２  Ｋ  ＋  ａ３    Ｋ２  ＋…＋  ａＮ    ＫＮ−１          ・・・（１）
次にステップＳ１４において、ステップＳ１１で作成された全期間にわたるピクセル値の時間変化Ｓ（Ｘｉ，Ｙｊ，Ｋ）  から、ステップＳ１３で推定された基底成分の時間変化Ｙ（Ｘｉ，Ｙｊ，Ｋ）  が時刻を整合してピクセル毎に引き算される（差分及びベースライン補正）。これにより、基底成分が除去され、活性成分が抽出された画像、つまり生理機能画像の各ピクセルのピクセル値の時間変化Ｓ’（Ｘｉ，Ｙｊ，Ｋ）  が作成される。
【００３３】
次にステップＳ１５において、生理機能画像の各ピクセルのピクセル値の時間変化Ｓ’（Ｘｉ，Ｙｊ，Ｋ）  に対して同一の時刻ｒを与えて得られた結果から１フレームの生理機能画像データが生成される。
【００３４】
このように安静期に撮影された磁気共鳴画像のピクセル値の時間変化を曲線近似することにより、不確定な活性期の基底成分を比較的高精度で推定することができ、したがって基底成分の時間的な変動による悪影響を軽減して、比較的高い精度で生理機能画像を生成することができる。
（第２のモード）
図９は、第２のモードによる生理機能画像の生成処理手順を示すフローチャートである。ステップＳ２１は、第１のモードでのステップＳ１１と同じであり、安静期と活性期とを含む全期間に撮影されたＰ＋Ｑフレームの磁気共鳴画像データに基づいて、全期間にわたるピクセル値の時間変化Ｓ（Ｘｉ，Ｙｊ，Ｋ）  がピクセル毎に作成される。
【００３５】
ステップＳ２２では、安静期に撮影されたＰフレームの磁気共鳴画像データに基づいて、特定の１つのピクセル（Ｘａ，Ｔｂ）  に関する安静期のピクセル値の時間変化Ｒ（Ｘａ，Ｔｂ，Ｋ）  が１つだけ作成される。
【００３６】
次にステップＳ２３において、特定のピクセル（Ｘａ，Ｙｂ）  に関する安静期のピクセル値の断続的な時間変化Ｒ（Ｘａ，Ｙｂ，Ｋ）  が曲線近似により連結され、特定のピクセル（Ｘａ，Ｙｂ）  に関する活性期を含む全期間の基底成分の時間変化Ｙ（Ｘａ，Ｙｂ，Ｋ）  が推定される。
【００３７】
次にステップＳ２４において、安静期内の特定の時刻における特定のピクセルのピクセル値に対する同時刻における他のピクセルのピクセル値の比率に基づいて、特定のピクセル（Ｘａ，Ｙｂ）  に関する全期間の基底成分の時間変化Ｙ（Ｘａ，Ｙｂ，Ｋ）  から他のピクセル各々の全期間の基底成分の時間変化Ｙ（Ｘｉ，Ｙｊ，Ｋ）  が推定される。
【００３８】
図１０は他のピクセル各々の全期間の基底成分の時間変化Ｙ（Ｘｉ，Ｙｊ，Ｋ）  の推定方法についての説明図である。図１０（ａ）は特定のピクセル（Ｘａ，Ｙｂ）  に関する全期間のピクセル値の時間変化Ｓ（Ｘａ，Ｙｂ，Ｋ）  を示す。図１０（ｂ），（ｂ）は他のピクセル、例えば（Ｘ１，Ｙ１）  ，（Ｘ２，Ｙ２）  に関する全期間のピクセル値の時間変化Ｓ（Ｘ１，Ｙ１，Ｋ）  ，Ｓ（Ｘ２，Ｙ２，Ｋ）  を示す。他のピクセル各々の全期間の基底成分の時間変化Ｙ（Ｘｉ，Ｙｊ，Ｋ）  は、安静期内の特定の時刻における特定のピクセルのピクセル値Ｓ（Ｘａ，Ｙｂ，ｃ）  と、同時刻における他のピクセルのピクセル値Ｓ（Ｘｉ，Ｙｊ，ｃ）  とに基づいて、特定のピクセル（Ｘａ，Ｙｂ）  に関する全期間の基底成分の時間変化Ｙ（Ｘａ，Ｙｂ，Ｋ）  から、（２）式にしたがって推定される。
【００３９】
Ｙ（Ｘｉ，Ｙｊ，Ｋ）  ＝（Ｓ（Ｘｉ，Ｙｊ，ｃ）  ／Ｓ（Ｘａ，Ｙｂ，ｃ）  ）×Ｙ（Ｘａ，Ｙｂ，Ｋ）    ・・・（２）
次にステップＳ２５においては、第１のモードのステップＳ１４と同様に、差分及びベースライン補正され、基底成分が除去され、活性成分が抽出された画像、つまり生理機能画像の各ピクセルのピクセル値の時間変化Ｓ’（Ｘｉ，Ｙｊ，Ｋ）  が作成される。
【００４０】
次にステップＳ２６においては、第１のモードのステップＳ１５と同様に、生理機能画像の各ピクセルのピクセル値の時間変化Ｓ’（Ｘｉ，Ｙｊ，Ｋ）  に対して同一の時刻ｒを与えて得られた結果から１フレームの生理機能画像データが生成される。
【００４１】
第２のモードによれば、第１のモードより基底成分の推定誤差は若干低下するものの、安静期のピクセル値の時間変化Ｒの作成、およびＲから曲線近似による活性期を含む全期間の基底成分の時間変化Ｙの推定に関しては、１ピクセルに関してだけ行えばよく、この点により第１のモードより処理時間の短縮を図ることができるという効果が実現される。
【００４２】
なお、第２のモードでは、特定のピクセル（Ｘａ，Ｙｂ）  に関して何等制限を与えていなかったが、特定のピクセル（Ｘａ，Ｙｂ）  を刺激や負荷が与えられても活性化しない不活性領域内から選択することが望ましい。なぜなら、不活性領域内のピクセルのピクセル値の時間変化は、刺激や負荷が与えられると活性化する活性領域内のピクセルのピクセル値の時間変化よりも、活性成分の残留等の不確定要素がない分、安定的であり、高精度で全期間の基底成分の時間変化Ｙを推定できることをその理由とする。
【００４３】
不活性領域内から特定のピクセル（Ｘａ，Ｙｂ）  を選択するのは、磁気共鳴画像上でオペレータがコンソール１５を介して指定するようにしてもよいし、自動的に選択するようにしてもよい。自動的には、安静期のピクセル値Ｓｒｅｓｔと活性期のピクセル値Ｓａｃｔｉｖｅとの変動幅が所定値以下のピクセルを特定のピクセルとして選択することが考えられる。例えば、（３）式の条件を満たすピクセルを特定のピクセルとして選択する。
【００４４】
（｜Ｓａｃｔｉｖｅ−Ｓｒｅｓｔ｜）／Ｓｒｅｓｔ  ≦  ３．０％        ・・・（３）
なお、上記した値は、血流の混在等の影響により１０％を越える場合もある。本発明は上述した実施の形態に限定されることはなく種々変形して実施可能である。
【００４５】
【発明の効果】
本発明による磁気共鳴映像装置は、磁気共鳴現象を利用して磁気共鳴画像を繰り返し撮影する手段と、前記磁気共鳴画像の撮影と並行して前記被検体に刺激又は負荷を断続的に与える手段と、前記刺激及び前記負荷が与えられていない安静期に撮影された磁気共鳴画像のピクセル値の時間変化に基づいて、前記刺激又は前記負荷が与えられている活性期の基底成分を推定する推定手段と、前記活性期の磁気共鳴画像のピクセル値から前記推定された基底成分を差分することにより生理機能画像を生成する手段とを具備する。
【００４６】
本発明によれば、安静期に撮影された磁気共鳴画像のピクセル値の時間変化に基づいて、不確定な活性期の基底成分を比較的高精度で推定することができ、したがって基底成分の時間的な変動による悪影響を軽減して、比較的高い精度で生理機能画像を生成することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施の形態に係る磁気共鳴映像装置の構成を示すブロック図。
【図２】生理機能情報の画像化を可能とするフィールドエコー法のパルスシーケンスを示す図。
【図３】生理機能情報の画像化を可能とするエコープラナー法のパルスシーケンスを示す図。
【図４】断続的な刺激や負荷の印加とパルスシーケンスの繰り返しを示すタイムチャート。
【図５】第１のモードによる生理機能画像の生成処理手順を示すフローチャート。
【図６】或るピクセルに関する全期間のピクセル値の時間変化Ｓを示す図。
【図７】或るピクセルに関する安静期のピクセル値の時間変化Ｒを示す図。
【図８】或るピクセルに関する活性期を含む全期間の基底成分の時間変化Ｙを示す図。
【図９】第２のモードによる生理機能画像の生成処理手順を示すフローチャート。
【図１０】他のピクセル各々の全期間の基底成分の時間変化Ｙの推定方法についての説明図。
【符号の説明】
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…シーケンスコントローラ、
１３…データ収集部、
１４…電子計算機、
１５…コンソール、
１６…画像表示装置、
１７…画像データ記憶部、
１８…生理機能画像生成部、
１９…刺激装置。
【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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【図１０】
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