(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場中におかれた被検体内の対象核種を励起すべく高周波磁場を印加した後、前記対象各種の磁化に読み出し勾配磁場を複数回反転させながら印加させつつ、前記対象核種の磁化に位相エンコード磁場を印加するパルスシーケンスにより、前記被検体内から発生した磁気共鳴信号を収集して画像化する磁気共鳴画像装置において、
前記被検体に生理学的な刺激を与える刺激付与手段と、
この刺激付与手段を制御し、前記刺激を与えるか否かを切り換える手段と、
前記刺激付与手段により刺激を与えた場合の画像情報と前記刺激付与手段により刺激を与えない場合の画像情報とからボクセルの振幅・位相の変化分を算出する手段と、
この手段により算出されたボクセルの振幅・位相の変化分に対して正規化を行い、所定の重み関数を重畳する手段と、
この手段により得られた各々の画像情報を加算し、画像化する手段とを具備することを特徴とする磁気共鳴画像装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、化学シフトを利用した磁気共鳴画像装置（以下「ＭＲＩ」という）に関する。
【０００２】
【従来の技術】
生体内の温度は多くの生理的機能を反映する物理量であるため、これを観測することは、血行障害をはじめとする腫瘍等の診断、負荷試験（加温）による体内温度変化のモニタに有用であることが知られている。従って、体温計測、組織温度計測、ハイパーサーミア等幅広い分野において生体内部の温度分布を非侵襲的に測定する方法の開発が強く望まれている。
【０００３】
この生体内温度分布を非侵襲的に測定する試みの一つとして、以下に示す核磁気共鳴信号（以下「ＮＭＲ信号」という）の温度依存パラメータを用いる方法が知られている。
（１）Ｍ０：熱平衡磁化
熱平衡磁化Ｍ０は、次式に示されるように温度に反比例することが知られている。
【０００４】
【数１】
0003583763.tif 000002
【０００５】
式１より、純水中のプロトン系に対するＭ０の温度勾配は、４０℃において−０．３６［％／Ｋ］となるため、Ｍ０の変化から温度を推定することができる。
（２）Ｔ１：縦緩和時間
分子運動速度をプロトンの位置に関する相関関数の時定数τｃで定量化した場合に、Ｔ１は次式で近似的に表される。
【０００６】
【数２】
0003583763.tif 000003
【０００７】
式２より、純水中のプロトン系に対するＴ１の温度勾配は、４０゜Ｃにおいて２．２％／Ｋと、Ｍ０に比べて温度に対する感度が高いパラメータとなっている。
（３）Ｔ２：横緩和時間
横緩和時間Ｔ２は、次式のような温度の関数として示される。
【０００８】
【数３】
0003583763.tif 000004
【０００９】
（４）Ｄ：拡散定数
拡散定数Ｄは、次式のような温度依存性を示す。
【００１０】
【数４】
0003583763.tif 000005
【００１１】
従って、温度変化前後（Ｔ０、Ｔ）の拡散画像Ｄ０とＤから温度変化分（Ｔ−Ｔ０）は、以下のように求めることができる。
【００１２】
【数５】
0003583763.tif 000006
【００１３】
以上のように、生体内温度分布を非侵襲的に測定にＮＭＲ信号の温度依存パラメータを用いる方法が種々知られている。
【００１４】
しかしながら、熱平行磁化に基づいて温度計測を行う方法では、温度勾配が非常に小さいため、高分解能、高精度を得るために、極めて厳密な測定を行う必要があった。
【００１５】
また、縦緩和又は横緩和時間に基づいて温度計測を行う方法では、自由水及び結合水の温度依存性、結合水の比率等あらかじめ測定しなければならず、測定自体が煩雑であった。また、これら緩和時間を数％の精度で求めるためには、システム全体の安定性等に問題があった。さらに、縦緩和時間の測定には非常に時間が要していた。
【００１６】
さらに、拡散定数に基づいて温度計測を行う方法では、（Ｔ−Ｔ０）＜＜Ｔ０，活性化エネルギー＝定数、であるという仮定を前提としているため、これらの仮定に基づく誤差を含む可能性があり妥当でなかった。
【００１７】
これに加えて、Ｔ１，Ｔ２，Ｄは粘度の関数としても表され、一般に各組織の粘度の温度依存性が異なるため、各パラメータの温度依存性が各々の組織によって異なり、正確な温度分布を算出することが事実上不可能であった。
【００１８】
一方、脳に関する解剖学的な研究は古くから行われているものの、生理学的な研究はいまなお発展の途上であり、脳の機能について不明な点が多いの現実である。従って、従来より、脳機能の解明のために動物の脳に電極等を設置し、誘発電位を観測するなどの実験が一般に行われてきた。
【００１９】
また、体表面における微小磁場を超電導量子干渉素子（以下「ＳＱＵＩＤ」という）を用いた磁束計で観測し、活動部位（電流ダイポール源）を推定する方法が研究されている。これまでに、この方法を用いて活動部位を単一電流ダイポール源として推定・表示できることが知られている。しかし、脳の活動部位はそれぞれの感覚野における広がりを持っているため、単一の電流ダイポール源からだけでは脳の機能を細かに把握することが困難である。また、反面、複数電流ダイポールを一意に算出することが数学的に不可能であるとも言われている。
【００２０】
そこで、最近、ＭＲＩを用いて脳の活動を画像化する試みがなされている。これは、血液中のヘモグロビンが酸素と結合している状態では反磁性を示すのに対して、酸素と切り離された状態では常磁性を示す性質を利用している。脳の活動が活発になると、多くの酸素が必要となるため酸素と結合したヘモグロビンが活性化された部位に供給される。このような部位では、局所的な磁場の不均一性が変化するため図３に示す磁場の不均一性を反映したＴ２＊強調画像を撮像するパルスシーケンスを用いることによって、画像強度の変化から脳の発火部位を把握することができる。これまでに光刺激による第１〜５視覚野あるいは音刺激による第１・２聴覚野の発火部位の画像化が主に報告されている。
【００２１】
さらに、Ｔ２＊強調画像の位相情報が刺激によって変化することが指摘されているため位相画像によって脳機能を画像化することができる。
【００２２】
しかしながら、このような画像強度の変化から生体内、特に脳内の生理機能を診断しようとする場合に、観測される画像強度の変化は数％程度であるためこのような微小な変化を検出するには１００以上の画像Ｓ／Ｎが必要となり、通常このような画像Ｓ／Ｎを得るためにボクセルサイズを粗くするなどの方法がとられる。このため十分な空間分解能を実現することができなかった。また、画像強度の変化がボクセル内の磁場分布の変化を反映するものであるため、ボクセル内で脳の活性化による磁場分布の変化がボクセル内で一様である場合にはこの部位を脳の活性部位として検出することができなかった。
【００２３】
【発明が解決しようとする課題】
上述のように、ＭＲＩによって脳の活動を画像化し、画像強度の変化から生体内、特に脳内の生理機能を診断しようとする場合に、観測される画像強度の変化は数％程度であるためこのような微小な変化を検出するには１００以上の画像Ｓ／Ｎが必要となり、通常このような画像Ｓ／Ｎを得るためにボクセルサイズを粗くするなどの方法が採られる。このため十分な空間分解能を実現することができなかった。また、画像強度の変化がボクセル内の磁場分布の変化を反映するものであるため、ボクセル内で脳の活性化による磁場分布の変化がボクセル内で一様である場合にはこの部位を脳の活性部位として検出することができなかった。
【００２４】
そこで、本発明は、脳機能を反映した画像を正確にかつ高分解能に得ることのできる磁気共鳴診断装置を提供することを目的とする。
【００２５】
【課題を解決するための手段】
本発明は上記従来の課題を解決するために、静磁場中におかれた被検体内の対象核種を励起すべく高周波磁場を印加した後、前記対象各種の磁化に読み出し勾配磁場を複数回反転させながら印加させつつ、前記対象核種の磁化に位相エンコード磁場を印加するパルスシーケンスにより、前記被検体内から発生した磁気共鳴信号を収集して画像化する磁気共鳴画像装置において、前記被検体に生理学的な刺激を与える刺激付与手段と、この刺激付与手段を制御し、前記刺激を与えるか否かを切り換える手段と、前記刺激付与手段により刺激を与えた場合の画像情報と前記刺激付与手段により刺激を与えない場合の画像情報とからボクセルの振幅・位相の変化分を算出する手段と、この手段により算出されたボクセルの振幅・位相の変化分に対して正規化を行い、所定の重み関数を重畳する手段と、この手段により得られた各々の画像情報を加算し、画像化する手段とからなることを特徴とする磁気共鳴画像装置を提供する。
【００２６】
ここで、化学シフトから温度値推定の原理について説明する。温度（ブラウン運動）に依存する水素結合強度は、遮蔽定数（化学シフト）に影響を及ぼす。このため、水素結合したＯＨ基の化学シフトの変化を測定することによって温度を知ることができる。純水、メタノール（ＣＨ３ＯＨ；ＯＨ基とＣＨ３基間のシフト量）、エチレングリコール（ＯＨ−ＣＨ２−ＣＨ２−ＯＨ；ＯＨ基とＣＨ２間のシフト量）のＯＨ基の化学シフトは温度に比例する（−０．０１［ｐｐｍ  ／℃］）ことがＪ．Ｃ．Ｈｉｎｄｍａｎ  （Ｊ．Ｃｈｅｍ．Ｐｈｙｓ．４４，４５８２，１９６６）、Ａ．Ｌ．Ｖａｎ  Ｇｅｅｔ（Ａｎａｌ．Ｃｈｅｍ．４０−１４，２２２７，１９６８  Ａｎａｌ．Ｃｈｅｍ．４２−６，６７９，１９７０  ）によって実験的に確認されている。また、この温度依存性が組織によらないほぼ一定の値を示すことが報告されている。そのため、化学シフト情報と温度との関係を予め測定しておくことによって温度を算出することが可能となる。
【００２７】
いま、各位置における静磁場の不均一性ΔＢ０は、次式のように磁石固有の不均一性、並びにサンプルの帯磁率・形状が異なることに起因して誘起される成分δＢ０と、温度の関数として表される化学シフト磁場ＢＣ（Ｔ（ｒ））の和となる。
【００２８】
【数６】
0003583763.tif 000007
【００２９】
ここで、温度変化を起こす前の温度Ｔ０における静磁場分布と温度変化後Ｔに得られる静磁場分布の差をとることによって温度変化に伴う化学シフト磁場の変化のみを抽出することができる。
【００３０】
【数７】
0003583763.tif 000008
【００３１】
従って、温度変化前後の磁場分布を測定し、化学シフト磁場の温度依存性に基づいて温度変化を算出することができる。この磁場分布は後述するように図５、６に示すＰｈａｓｅ  Ｍａｐｐｉｎｇ  パルスシーケンスで得られる位相画像に比例する。
【００３２】
また、第２発明によれば、温度依存性を示さない組織あるいは、毛細管を周囲に含まない組織における位相画像（位置ずれ検出用位相画像）を収集し、この情報に基づいて得られた画像が真の分布を反映しているか否かの判定を行い、位置ずれを生じている場合にはこれを示し、再度情報の収集を行い、又は位置ずれを考慮した領域に合致するように複数回前記位置ずれ検出用位相画像を収集し位置を補正するので、位置ずれを検知することによって得られた画像の誤評価が無くなり、再度画像データを収集するか、あるいは、位置を合致させて画像データを収集することによって、真の生理学意義を反映した画像を得ることができ診断の信頼性を高めることができる。
【００３３】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施例を詳細に説明する。
［第１発明］
図１は、第１発明の一実施例に係る温度依存性に基づく化学シフト成分を利用した磁気共鳴画像装置の構成を示す図である。
【００３４】
同図において、磁気共鳴画像装置は、主磁場（静磁場）を発生するための主磁石１０及び主磁石電源１１と直交するＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向にそれぞれ線形の勾配磁場分布を有する勾配磁場を生成するための勾配コイル１２及び勾配コイル電源１３と、複数のシムコイルを含むシムコイル１４及びシムコイル電源１５と、高周波磁場を印加し、かつ、磁気共鳴信号を検出する高周波プローブ（多核種の磁気共鳴信号の信号検出可能な様に調整可）１６と、該プローブ１６に高周波信号を供給する送信器１７とプローブで検出された磁気共鳴信号を受信した後検波及び増幅する受信器１８と、シーケンスコントローラ１９及び演算部２０によって構成される。また、温熱療法（ハイパーサーミア）用の加温装置２１や加温制御装置２２を付加することができる。
【００３５】
次に、静磁場分布を測定する方法について説明する。
【００３６】
図２は、ＥＰＩ基本パルスシーケンスの一例を示した図である。
【００３７】
このとき、得られた画像データを多次元フーリエ変換により再構成を行った場合の原画像は、静磁場の不均一性の影響により画像歪ならびに濃度値の変化を受ける。
【００３８】
ＥＰＩの場合には静磁場の不均一性が磁化の位相に積算され、得られるエコーデータＳ（ｔ）は次式で表される。
【００３９】
【数８】
0003583763.tif 000009
【００４０】
ここで、Ｘ’＝Ｘ，Ｙ’＝Ｙ＋Ｂ（Ｘ，Ｙ）／ＧＹ  のように変数変換を施す。
【００４１】
【数９】
0003583763.tif 000010
【００４２】
即ち、静磁場不均一分布の影響がエンコード方向の画像歪・濃度値の変化として現れることがわかる。
例えば、図３に示すようにある点Ａ（Ｘ，Ｙ）における静磁場の不均一性がＢ（Ｘ，Ｙ）であった場合にＥＰＩで収集した再構成画像はエンコード方向（この場合はＹ方向）にＢ（Ｘ，Ｙ）／ＧＹに比例した距離だけ画像歪を受けることになり、この移動量から各位置における静磁場の不均一性を得ることができる。ただし、位置の重なりが生じる場合には正確に静磁場の値を算出すこことができないため位相エンコード勾配磁場の大きさを調整する必要がある。
【００４３】
また、濃度値の変化も磁場不均一性の分布ならびにエンコード磁場強度の関数として表されるため濃度値の変化から静磁場の分布を知ることができる。
【００４４】
このようにＥＰＩ手法によって得られた温度変化前後の画像歪、濃度値の変化から式７における化学シフト磁場の変化を式９を用いて得ることが可能となる。
【００４５】
また、図４に示すように高周波パルスの印加開始時間とデータ収集開始時間との間隔を異ならせた２組のＥＰＩパルスシーケンスで得られる画像の位相情報は、時間間隔ΔＴと静磁場の不均一性に比例する。これを式を用いて説明する。時間間隔が図４（ａ）とΔＴだけ異なる図４（ｂ）の場合に得られる信号は次式で表される。
【００４６】
【数１０】
0003583763.tif 000011
【００４７】
ここで、ρ’（Ｘ，Ｙ）＝  ρ（Ｘ，Ｙ）ｅｘｐ（ｊγＢ（Ｘ，Ｙ）ΔＴ）、ＫＸ＝ＧＸｔ，ＫＹ＝ＧＹｔ  （読み出し勾配磁場の方向を考慮しｋｘ−ｋｙ空間における並び換え後）とおき逆フーリエ変換を施した場合に、得られる再構成画像ρ”（Ｘ，Ｙ）は次式で表される。
【００４８】
【数１１】
0003583763.tif 000012
【００４９】
Ｘ”＝Ｘ−Ｘ’，Ｙ”＝Ｙ＋Ｂ（Ｘ，Ｙ）／ＧＹと変数変換を行う。
【００５０】
【数１２】
0003583763.tif 000013
【００５１】
よって、再構成される画像は、
【００５２】
【数１３】
0003583763.tif 000014
【００５３】
上式の位相項は、図４（ａ）のパルスシーケンスにおいて得られた画像との位相差Δθに相当するため、図４（ａ）及び（ｂ）で得られる画像から磁場分布を算出することができる。
【００５４】
【数１４】
0003583763.tif 000015
【００５５】
ただし、画像はＥＰＩによる画像歪を受けるため最終的にはこの画像歪を簡単な１次座標変換によって補正する必要がある。
【００５６】
上記手順を温度変化前後に行うことによって式７に示されるように温度変化に伴う化学シフト磁場の変化のみを抽出することができる。
【００５７】
図４は、高周波パルスを１回のみ印加する基本的なパルスシーケンスであるが、例えば図５に示すように、９０度−１８０度高周波パルスを印加する場合においては、９０度パルス−１８０度パルス間隔と、１８０度パルス−データ収集開始時間との時間間隔ΔＴを異ならせることで同様に磁場の分布を得ることができる。
【００５８】
一方、脂肪などの水素結合を持たない化合物は、温度変化の影響を受けないため内部基準物質として用いることが可能となる。また、逆に温度測定領域内に脂肪などの温度依存性を示さない物質がある場合に温度計測誤差を生じる可能性がある。このためＥＰＩパルスシーケンスに先立ち選択的に温度依存性を示す物質あるいは温度依存性を示さない物質を予め飽和あるいは励起するパルス系列を付加することが考えられる。
【００５９】
図６は、温度依存性を示す例えば水プロトンのみの信号を得るために脂肪等の信号を飽和させるパルス系列を加えたパルスシーケンスである。
【００６０】
また、図６において選択性パルスの中心周波数を変えることによって温度依存性を示さない物質による信号のみを抽出するために例えば水信号を抑圧することができる。
【００６１】
このようにして得られた温度依存性を示さない物質の画像と温度依存性を示す物質の画像から、両成分間の化学シフト温度依存性をあらかじめ測定しておき校正することで絶対温度を算出することが可能となる。
【００６２】
このとき、静磁場の不均一性の影響が影響されにくいスピンエコー手法によって得られる画像の相対濃度値と画像形状とＥＰＩによって得られる画像の相対濃度値および画像形状を用いて静磁場の不均一性の分布を推定することが精度向上の面から有利である。
【００６３】
図７は簡単のために画素を拡大した模式図である。同図（ａ）及び（ｂ）はそれぞれ図４のパルスシーケンスで得られたは水プロトンの画像、脂肪プロトン画像の位相差画像である。いま、画素Ｉ，Ｋ，Ｌのように温度依存性を示す物質と示さない物質が同一画素内に分布している場合には水プロトン位相差画像と脂肪プロトン位相差画像との位相差を算出することができる。予め水プロトン化学シフトと脂肪プロトン化学シフトとの温度依存性が校正されていればこの差から絶対温度を算出できる。これは、位相差に限らず前述したように、画像歪・濃度値の変化からも同様に算出できる。
【００６４】
同一画素内に水、脂肪が混在していない画素Ｊの場合には温度分布が滑らかに変化することを利用して近傍画素のＩ，Ｋ，Ｌ等の水信号あるいは脂肪信号を用いることで温度分布を補正（補間）することができる。
【００６５】
なお、上記実施例では、水プロトンと温度依存性を用いた方法について説明してきたが、これに限るものでない。例えば、１３Ｃ、１９Ｆ等を用いた温度計測方法（特開昭５９−１９６４３１号公報）を用いてもよい。また、同一核種の計測だけでなく温度基準物質として多核種の温度依存性を用いてもよい。これにより、温度計測の高速化、精度向上が図られる。
【００６６】
このように、本発明によって収集された温度変化を知ることができれば、例えば、ハイパーサーミア（温熱療法）における加温効果を非侵襲的に測定できる。すなわち、加温（治療）前後の画像から温度分布画像として表示することができる。その結果、加温効果の判定が容易にできるようになる。
【００６７】
また、脳内などの１Ｈ化合物が存在している組織の場合に温度依存性を示さないＣＨ２，ＣＨ３等の化学シフト成分を基準にすれば、さきに述べた絶対温度を表示することが可能となり、生体温度分布の異常から疾病の診断が可能となる。
［第２発明］
図８は、第２発明の一実施例に係る温度依存性に基づく化学シフト成分を利用した磁気共鳴画像装置の構成を示す図である。
【００６８】
同図において、視覚刺激を初めとする必要な刺激を与えるための刺激発生装置８１及びこれを制御する刺激発生装置制御部８２が設けられている以外は、第１発明における磁気共鳴画像装置の構成と同じである。
【００６９】
ここで、脳機能画像化について説明する。
【００７０】
まず、ボクセル内の磁場不均一性がどのように画像に反映されるかを示す。
【００７１】
図９に示すパルスシーケンスで得られる観測データＳ（ｔ）は、式１５のように表される。
【００７２】
【数１５】
0003583763.tif 000016
【００７３】
得られた信号をフーリエ変換して得られる再構成画像ρ’（Ｘ，Ｙ）は、磁場の不均一性が読み出し勾配磁場に比べて十分小さいとすれば式１６で表される。
【００７４】
【数１６】
0003583763.tif 000017
【００７５】
ここで、体積積分はＸ、Ｙ座標で表される各ボクセル内にて行われる。式１６から、各ボクセル内の磁場不均一性がコントラストに反映された画像が得られることがわかる。すでに述べたように、ある種の生理的刺激によって脳が活性化された部位の血流量が変化し、これに伴って帯磁率が変化するため磁場のボクセル内の磁場の均一性が変化する。式１６からわかるように各位値の磁場均一性の分布によって画像のボクセル強度値（絶対値）が変化する。このときの様子を図１０に示す。すなわち、刺激前の図１０（ａ）の状態から刺激のため反磁性を呈するヘモグロビンが流入するため局所的な磁場均一性が向上し、図１０（ｂ）に示すように位相の乱れが小さくなり信号強度が増加する。このような刺激前後の画像強度の変化により脳が活性化された部位を検出することができる。ただし、このときの画像強度の変化は数％であるため精度良く、あるいは高分解能な画像を得るには十分とはいえない。検出感度を向上するためにエコータイムを伸張し、磁化の位相乱れを大きくすることが可能であるが、エコータイムの伸張のために信号Ｓ／Ｎが悪化し、検出感度が逆に劣化する場合がある。
【００７６】
一方、式１６に注目すると、加える刺激による磁場不均一性を位相変化として検出することが可能である。近似的に各点におけるプロトン密度が等しいとするとボクセル信号として観測される位相値はこれらの平均的な値となる。
【００７７】
【数１７】
0003583763.tif 000018
【００７８】
刺激による血流の流入によって磁場不均一性に変化が生じると、各位置における磁化の位相はこの各々の点における磁場の不均一性に比例するため個々の位相回転角は異なるものの、観測されるボクセルの位相はこれらの磁化の平均値として磁場不均一性の変化に比例した値となる。従って、この位相値の変化から刺激による活性部位を検出することができる。
【００７９】
位相による活性部位の観測は絶対値による検出に比べて刺激強度を線形的に把握することができるため微小な変化を落とさずにかつ定量的に画像化することが可能となる。これは、ボクセル内の各磁化の位相乱れによる絶対値変化が三角関数的な検出感度を有し、微小変化に対して検出感度が悪いのに対して、ボクセルの位相変化は刺激による変化に対して線形に検出できることによる。
【００８０】
位相画像による脳の活性部位の検出を行うもう一つの利点は、刺激に基づく血液の流入によるボクセル内の磁場不均一性がボクセル全体に一様に変化する場合の検出もできることである。前述した絶対値の変化による脳機能部位の検出を考えた場合に、ボクセル内の磁化の位相が全体にほぼ一様に変化をした場合には絶対値は変化しないかあるいは変化量が極めて小さいため、このようなボクセルが生じた場合には活性部位として検出することができない。これに対してボクセルの位相で活性部位を検出した場合にはボクセル内の磁場不均一性が一様に生じた場合にもボクセルの位相回転が観測できるため脳機能を感度良く検出することができる。この様子を図１１（ａ）に示す。ただし、刺激による血流量の変化によってボクセル内の磁化が乱れた場合でもボクセル全体としての位相が変化しない図１１（ｂ）のような場合が生じるためこのようなボクセルについては絶対値による検出が有利となる。このため最も信頼性の高い脳機能画像を得るためには振幅ならびに位相の両情報を有効に用いることである。
【００８１】
その手順は、まず初めに刺激による振幅・位相の変化量を各々正規化し、次に振幅変化に関しては前述したように三角関数の重みが重畳されているのでこれを補正する。この後、両画像のボクセルごとの最大値を表示する、あるいは両画像の平均値を表示する。平均値、最大値を算出する処理は、結局、振幅、位相画像に各々重み関数を重畳し加算する処理となる。以上の操作を図１２に示す。
【００８２】
また、刺激印加によって血流変化に伴う静磁場分布又はその変化を超高速ＥＰＩパルスシーケンスによって測定する方法について説明する。
【００８３】
ＥＰＩ基本パルスシーケンスは、第１発明における図２で示したものと同じものである。このパルスシーケンスで得られる画像は、いわゆるＴ２＊強調画像となるため上記絶対値画像から刺激による脳活性部位を検出することができる。
【００８４】
なお、上述のように、静磁場不均一分布の影響がエンコード方向の画像歪・濃度値の変化として現れるため、刺激による信号の絶対値変化を観測するためには、刺激による磁場変化に対して十分大きな位相エンコード用磁場を用いる必要がある。また、逆に、ボクセル内の位相乱れが生じないような小ボクセル高分解能画像を局所的に得た場合には、この情報を有効に用いてもよい。この方法については、すでに説明したので省略する。
［第３発明］
上述のように、温度分布画像、脳機能画像とも磁場分布に比例する位相画像を基に得られ、図１３に示すグラディエントエコーパルスシーケンスによるＰｈａｓｅ  Ｍａｐｐｉｎｇ  基本パルスシーケンスや、上述した図４に示すＥＰＩによるＰｈａｓｅ  Ｍａｐｐｉｎｇ  基本パルスシーケンスによって位相画像を得ることができる。温度変化前後、あるいは刺激前後の位相画像の差から温度分布画像、脳機能画像をそれぞれ得ることができる。
【００８５】
しかし、温度変化あるいは刺激による磁場の変化が０．０１ｐｐｍオーダと微小なため、少しでも被検体が動いた場合には、被検体が誘起する静磁場の不均一性によって、位相分布が影響を受け、真の生理学情報を得ることができない。そこで、これらの影響を受けない領域の位相画像（位置ずれ検出用位相画像）をあらかじめ収集し、温度変化前後あるいは刺激前後のこれらの領域の位相変化から被検体の動きを検知することができる。ここで、温度分布画像収集の際には温度依存性が少ない脂肪組織の領域が、脳機能画像収集の際には血流の影響を受けない毛細管が周囲にない領域が選ばれる。このパルスシーケンスを図１４に示す。図は位置ずれ検出用位相画像を超高速手法を用いて収集するパルスシーケンスを示しており、計測時間の点でグラディエントエコー手法を用いて画像収集した場合よりも有利である。また、温度基本的には温度変化あるいは刺激前後で同一のパルスシーケンスを用いれば良いのであるが、超高速パルスシーケンスの場合には温度変化あるいは刺激後の磁場分布の変化により画像のエンコード方向のシフトが生じるため図１４のように温度変化あるいは刺激前後でエコータイムを異ならせた２回のデータ収集を行い位置ずれによる影響を除去することが望ましい。ただし、この場合には位置ずれ検出用の位相画像の収集は各々のパルスシーケンスに先立ち行う必要は必ずしも必要とはならない。
【００８６】
位置ずれ検出用位相画像の収集は、図１５に示すように観測を目的とする全領域にわったってもよいが局所励起法を用いて図１６のようにポイント状に設定することも可能であり、計測時間の点でポイント設定の方が有利である。
【００８７】
また、位置ずれ検出用位相画像を得るために被検体に接した図１７に示す位置ずれ検出ファントム１７１を装着することによって、定量的な動き量も把握することができる。なお、図１７（ａ）は、被検体に位置ずれ検出ファントムを装着した場合の状態を示す斜視図、同図（ｂ）は、計測平面のＭＲＩ画像を示す図である。
【００８８】
ファントム１７１は、静磁場に対して位置ずれによる磁場不均一性が出易いような形状が望ましい。このようにして得られた位相画像に変化が生じた場合には、被検体が動いた可能性があるためデータの収集を再度行うか、あるいは、時系列的なデータを収集している際に位置ずれが生じた場合には、位置ずれが生じた直後のデータの差分をとることは信頼性にかけるため、このデータとこれまでに得られたデータの差分をとることはせず、このデータをこれ以降の差分をとる際の新たな基準データとして処理することが考えられる。
【００８９】
一方、位相画像の差が生じた場合に、観測対象領域の決定のための勾配磁場強度を僅かに変化させて位相画像の差が無くなる様に対象領域を選択することができる。このとき、磁石自身の磁場不均一性によって位相画像は影響を受けるため、磁石自身の磁場分布を予め測定しておきこれを補正することが望ましい。
【００９０】
勾配磁場の変化させて観測対象領域を順次変え、位相画像の差が消滅した位置が本来撮像すべき領域であるため、以後この領域の画像データの収集を行う。
【００９１】
このように、位置ずれを検知し、あるいは、位置を補正することで生理機能を反映した真の分布画像を得ることができるため誤診断を防ぐことができる。
【００９２】
なお、振幅情報、位相情報が得られた後の処理過程は、上述の方法が同様に用いられる。
【００９３】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、刺激による脳の活性部位を位相画像の変化から算出し、かつ、絶対値画像も利用するためこれまでの脳機能画像に比べて検出誤差無く定量的に画像化することができ、脳機能の診断を正確にすることが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】第１発明の一実施例に係る温度依存性に基づく化学シフト成分を利用した磁気共鳴画像装置の構成を示す図。
【図２】ＥＰＩ基本パルスシーケンスを示す図。
【図３】ＥＰＩによる画像歪の一例を示す図。
【図４】ＥＰＩを用いた温度分布計測パルスシーケンスの一例を示す図。
【図５】９０度−１８０度を用いたＥＰＩ温度分布計測パルスシーケンスの一例を示す図。
【図６】特定の温度依存性を示す（示さない）化学シフト成分を励起（飽和）するＥＰＩ温度分布パルスシーケンスを示す図。
【図７】温度依存性に基づく化学シフト成分から絶対温度分布を表示する一例を示す図。
【図８】第２発明の一実施例に係る温度依存性に基づく化学シフト成分を利用した磁気共鳴画像装置の構成を示す図。
【図９】Ｔ２＊強調画像の典型的なパルスシーケンスを示す図。
【図１０】血流量変化によるボクセル内磁化位相の振る舞いを示す図。
【図１１】ボクセル内磁化位相の乱れが生じない場合のボクセル位相及び振幅を示す図。
【図１２】第２発明の磁気共鳴画像装置における脳機能画像化の手順を示す図。
【図１３】グラディエントエコーＰｈａｓｅ  Ｍａｐｐｉｎｇ  基本パルスシーケンスを示す図。
【図１４】第３発明における位置ずれ検出機能を備えた温度分布画像、脳機能画像収集基本パルスシーケンスを示す図。
【図１５】位置ずれ検出用位相画像の領域の一例を示す図。
【図１６】位置ずれ検出用位相画像の領域の一例を示す図。
【図１７】位置ずれ検出用ファントムの装着を一例を示す図。
【符号の説明】
１０…主磁石
１１…主磁石電源
１２…勾配コイル系
１３…勾配コイル電源
１４…シムコイル系
１５…シムコイル電源
１６…高周波プローブ
１７…送信器
１８…受信器
１９…シーケンスコントローラ
２０…ＣＰＵ／メモリ
２１…加温装置
２２…加温制御装置
２３，２４…高周波パルス
２５，２６…スライス勾配磁場
２７…位相エンコード勾配磁場
２８…読み出し勾配磁場
２９…エコーデータ列
６１，６２…周波数選択励起パルス
８１…刺激発生装置
８２…刺激発生装置制御部
１７１…位置ずれ検出ファントム
【図１】
0003583763.tif 000019
【図２】
0003583763.tif 000020
【図３】
0003583763.tif 000021
【図４】
0003583763.tif 000022
【図５】
0003583763.tif 000023
【図６】
0003583763.tif 000024
【図７】
0003583763.tif 000025
【図８】
0003583763.tif 000026
【図９】
0003583763.tif 000027
【図１０】
0003583763.tif 000028
【図１１】
0003583763.tif 000029
【図１２】
0003583763.tif 000030
【図１３】
0003583763.tif 000031
【図１４】
0003583763.tif 000032
【図１５】
0003583763.tif 000033
【図１６】
0003583763.tif 000034
【図１７】
0003583763.tif 000035