(57)【要約】【課題】  測定が簡単な磁気共鳴画像法を用いた生体内電流分布の可視化方法を提供する。【解決手段】  被験者の安静時画像のデータを収集して（ステップ２２）、安静時画像を得る（ステップ２３）。一方、刺激装置により被験者に例えば光を照射し（ステップ２４）、これに関連させて、例えば９０度パルスを発生させ、視神経電流の生起による神経活動情報を横磁化にエンコードし（ステップ２５）、活動時画像のデータを収集して（ステップ２６）、活動時画像を得る（ステップ２７）。この活動時画像には、上記刺激に起因する生体内電流の影響が反映されている。この活動時画像と安静時画像との差分を取り（ステップ２８）、これに基づいて神経電流画像を得る（ステップ２９）。【選択図】      図２
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体に刺激または課題を与え、その後の高周波パルスの印加による横磁化が存在する時間帯に得られる前記刺激または課題に起因する生体内電流の影響が反映された信号に基づいて第１の画像データを収集し、および高周波パルスの印加による横磁化が存在する時間帯に得られる前記刺激または課題に起因する生体内電流の影響を受けない信号に基づいて第２の画像データを収集し、前記第１および第２の画像データを用いて生体内電流分布を可視化することを特徴とする生体内電流分布の可視化方法。
【請求項２】
前記生体内電流分布の可視化が、前記第１の画像データと第２の画像データの差分をとることにより行われることを特徴とする請求項１記載の生体内電流分布の可視化方法。
【請求項３】
前記生体内電流分布の可視化が、前記第１の画像データと第２の画像データをそれぞれ処理して得られる第１の磁気共鳴画像と第２の磁気共鳴画像の差分をとることにより行われることを特徴とする請求項１記載の生体内電流分布の可視化方法。
【請求項４】
前記第１および第２の画像データが、ぞれぞれ前記横磁化が存在する時間帯に得られる信号のエコー信号から得られることを特徴とする請求項１記載の生体内電流分布の可視化方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ＭＲＩ（磁気共鳴画像）法を用いた生体内電流分布の可視化方法に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
ＮＭＲ（核磁気共鳴）を利用した脳機能計測法のうち、差分ＮＭＲ法（例えば、下記特許文献１参照）やｆＮＭＲ（機能的ＮＭＲ）は、脳活動に伴う血流量の変化や血液の酸素化の度合いの変化などを画像に反映させたもので、代謝の間接情報を画像化したものということができる。また、ＭＲＳは代謝の直接情報を与えてくれる優れた手法であるが、十分なＳ／Ｎの信号が得難く、現状では高い空間および時間分解能が得られない難点がある。
【特許文献１】特公平３−２８９３２号公報
【０００３】
これらＮＭＲを用いた計測技術に対し、ＳＱＵＩＤ磁束計の開発によって測定可能となったＭＥＧ（脳磁図）では、神経活動そのものを反映した情報が高い時間分解能で得られるという大きな利点がある。しかし、ＭＥＧは磁場源を電流双極子と仮定し、その空間分布を求め、脳の活動部位を推定している。磁場源推定の逆問題は完全には解くことができないので、磁場源の位置情報には曖昧さが残る。また、それからは形態情報が得られないという欠点がある。このため磁場源推定結果をＭＲＩに投影することが一般的に行われている。
【０００４】
磁場源（電気双極子）の空間分布が確かな位置情報と質の高い形態情報が得られるＭＲＩによって画像化できれば、より直接的に脳機能計測を行うことができる。例えば、次の非特許文献１には、神経電流分布を可視化することができるＭＲＩ法をヒトの脳機能イメージングに適用し、脳活動電流分布を可視化する方法が提案されている。
【非特許文献１】Hirotake Kamei et al., "Neuronal Current Distribution Imaging Using Magnetic Resonance", IEEE Transactions on Magnetics, Vol. 35, No. 5, Sep. 1999, pp. 4109-4111
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかしながら、上述の脳活動電流分布を可視化する方法は、４種類の画像を撮像して二重差分をとるもので、ＭＲＩ装置の調整や演算方法など測定方法が複雑であるという問題がある。
従って本発明の目的は、測定が簡単な磁気共鳴画像法を用いた生体内電流分布の可視化方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
上記目的は、生体に刺激または課題を与え、その後の高周波パルスの印加による横磁化が存在する時間帯に得られる前記刺激または課題に起因する生体内電流の影響が反映された信号に基づいて第１の画像データを収集し、および高周波パルスの印加による横磁化が存在する時間帯に得られる前記刺激または課題に起因する生体内電流の影響を受けない信号に基づいて第２の画像データを収集し、前記第１および第２の画像データを用いて生体内電流分布を可視化する方法により、達成される。
【０００７】
ここで、前記生体内電流分布の可視化は、前記第１の画像データと第２の画像データの差分をとることにより、または、前記第１の画像データと第２の画像データをそれぞれ処理して得られる第１の磁気共鳴画像と第２の磁気共鳴画像の差分をとることにより行うことができる。また、前記第１および第２の画像データは、ぞれぞれ前記横磁化が存在する時間帯に得られる信号のエコー信号から得ることができる。
【０００８】
本発明では、α度（例えば９０度）高周波パルス印加に伴って生成される横磁化の位相記憶が神経活動電流によって生成される局所磁場によって乱され、見かけ上の横緩和時間Ｔ２＊が短縮することに起因する信号強度、あるいは位相の変化を画像化することによって、神経電流分布を可視化するものである。刺激あるいは課題は、例えばα度パルス印加に伴う自由誘導減衰（ＦＩＤ：Free induction decay）信号が観測されているときに、即ち横磁化が存在する時間帯に生体電流が流れるようなタイミングで与える。生体電流に起因する磁場の不均一性の影響はＦＩＤ信号のみにエンコードされているので、撮像のパルス系列には依存しないで、生体電流分布を可視化することができる。
【発明の効果】
【０００９】
本発明によれば、撮像にはスピンエコー法、勾配エコー法等殆どの撮像法を適用することができ、汎用性が非常に高い。また本発明は、刺激または課題等に同期させた測定であるため、シングルショット測定はもちろんのこと、Ｓ／Ｎ改善のための積算測定が容易である。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１０】
本発明に係る生体内電流分布の可視化方法は例えば次のようにして行われる。本例では、生体内電流のうち神経電流を例にとって説明する。まず、被験者に刺激（例えば、光、音など）あるいは課題（例えば、計算問題、思考など）を与えた後、一定時間τ後にα度パルス（例えば、９０度パルス）を加える。α度パルスに伴ってＦＩＤ信号が観測されるが、このとき刺激あるいは課題に対する活動電流が流れている神経等の近傍では、活動電流によって磁場が発生する。このため局所的に静磁場が乱され、不均一となり、横磁化の減衰が促進され、見かけの横緩和時間Ｔ２＊が短縮する。静的な不均一磁場による横磁化の減衰とは異なり、活動時のみ発生する神経電流がつくる不均一磁場によって減衰した横磁化は、スピンエコー、勾配エコー等によって回復することはない。
【００１１】
従って、神経電流が発生する時間にＦＩＤ信号が現れるようにタイミングを合わせてα度パルスを印加し、スピンエコー法、勾配エコー法などによって、磁気共鳴画像を撮像すると、刺激あるいは課題を与えないときに得られる画像、あるいはＦＩＤ信号発生時に神経電流が発生しないようなタイミングで刺激あるいは課題を与えたときの画像に対し、神経電流近傍の信号強度が減少あるいは位相の乱れが生じた画像が得られる。そこで、神経電流の影響が反映された画像と神経電流の影響を受けない画像とを比較する。例えば、この両者の差分を取ることによって、神経活動電流分布のみを描出した機能画像を求めることができる。これにより、本発明では、与えた刺激あるいは課題に対する脳活動部位を無侵襲で可視化することができる。
【００１２】
測定は様々な形で行うことができる。例えば、（１）刺激あるいは課題を与えないで、すなわち、安静状態で撮像した画像、または、ＦＩＤ信号発生時に神経活動電流が流れないタイミングで刺激あるいは課題を与えた状態で撮像した画像、および、（２）ＦＩＤ信号発生時に神経活動電流が流れるタイミングで刺激あるいは課題を与えた状態で撮像した画像、の２種の画像を得る。次に、演算処理によって上記（２）と（１）で得られる画像の差分に相当する画像を求めると、刺激あるいは課題に対する神経活動電流分布を描出した機能画像が得られる。
【００１３】
刺激や課題等を与えてからα度パルス印加までの時間を変化させてデータを収集すれば、生体内電流の空間分布の時系列変化を可視化することができる。例えば、特定部位における活動電流の時間変化を確かな位置情報のもとで測定することができる。
【００１４】
電流による局所磁場の乱れをエンコードする信号はＦＩＤ信号に限定されるものではない。スピンエコー信号、勾配エコー信号など磁気共鳴信号であれば如何なる信号でもかまわない。また、神経電流情報がエンコードされた信号またはこれを基にして発生される信号を用いて画像を構成する撮像法であれば、如何なる撮像法でも用いることができる。
【００１５】
以上は刺激または課題に対する神経電流の可視化について説明したが、本発明における刺激または課題には摂動（例えば、運動、ショックなどの変化）を与えたとき、あるいは摂動が起きたときも含み、本発明はこれにより発生する如何なる生体内電流の可視化にも適用することができる。
【実施例】
【００１６】
以下、本発明に係る生体内電流分布の可視化方法の一実施例について説明する。図１は、本発明で用いられるＭＲＩ装置の一例を示すブロック図である。図示のように、ＭＲＩ装置１は、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、勾配磁場コイル６を備える。一方、コンピュータ７には制御装置８が接続されている。制御装置８は、高周波発生装置９からの高周波信号を変調器１０にて所望の信号に変調するよう制御する。この変調信号は増幅器１１を介して高周波送信用コイル４に付与される。また、制御装置８は、勾配磁場発生装置１２を制御し、勾配磁場コイル６に所望の傾斜磁場を発生させる。測定時において、生体（被験者）１３には、核磁気共鳴を起こさせるために高周波送信用コイル４から高周波パルスが照射される。これにより、核磁気共鳴によって被験者１３から誘導されるエコー信号は、高周波受信用コイル５および増幅器１４を介して位相検波器１５で検波される。ＡＤ変換器１６は、このアナログ検波信号をディジタル信号に変換する。コンピュータ７は、記憶装置１７に格納したソフトウェアプログラムによる処理手順にしたがってこのディジタル信号を処理し、その処理結果を表示装置１８に画像として表示する。なお、刺激装置１９は、被験者１３に光や音などの刺激を与えるためのものである。その他の構成については通常のＭＲＩ装置と同様である。
【００１７】
図２は、本発明に係る生体内電流分布の可視化方法を示すフローチャートである。図示のように、測定が開始されると（ステップ２１）、まず、図１の被験者１３の安静時画像のデータ（ｋ空間）を収集する（ステップ２２）。安静時とは刺激無しの場合であり、この場合は刺激装置１９を用いないで、高周波送信用コイル４から例えば９０度パルスを発生させ、続いて１８０度パルスを発生させる。そして、これによるエコー信号を高周波受信用コイル５を介して読み取って、安静時画像のデータを収集する。この読み取られたエコー信号はディジタル変換され、コンピュータ７によりフーリエ変換等の処理を行って安静時画像を得る（ステップ２３）。この安静時画像には、刺激または課題に起因する生体内電流の影響は反映されていない。
【００１８】
次に、刺激装置１９を作動させて、被験者１３に例えば光を照射する（ステップ２４）。すると、被験者１３には視神経電流（生体電流）が流れる。これに関連させて、例えば９０度パルスを発生させると、視神経電流の生起による神経活動情報が横磁化にエンコードされる（ステップ２５）。この場合の見かけの横緩和時間Ｔ２＊は安静時に比べΔＴ２＊だけ短縮される。続いて１８０度パルスを発生させ、これによるエコー信号を読み取って、活動時画像のデータ（ｋ空間）を収集する（ステップ２６）。高周波受信用コイル５を介して読み取られたエコー信号はディジタル変換され、コンピュータ７によりフーリエ変換等の処理を行って活動時画像を得る（ステップ２７）。この活動時画像には、刺激または課題に起因する生体内電流の影響が反映されている。
【００１９】
この活動時画像と安静時画像とを比較し演算処理を行う（ステップ２８）。例えばこの両者の差分を取ると、見かけの横緩和時間Ｔ２＊の短縮時間ΔＴ２＊に起因する信号だけが残る。この信号に基づいて神経電流画像を得ることができる（ステップ２９）。なお、上記において、安静時画像と活動時画像の取得順序は先後は問わず任意である。また、安静時画像のデータ（ｋ空間）と活動時画像のデータ（ｋ空間）の差分をとり、これをフーリエ変換等の処理を行って画像化してもよい。また、上述の安静時画像の代わりに、刺激や課題等を受けたことに起因する生体内電流がつくる局所的磁場の乱れが磁気共鳴信号に影響を受けないタイミングで撮像した磁気共鳴画像を用いることもできる。さらに、神経電流画像は、コンピュータ７により上記各ステップのソフトウェアプログラムを実行させることにより、表示装置１８に表示することができる。このソフトウェアプログラムは記憶装置１７またはＣＤ−ＲＯＭなどの各種記録媒体に格納しておくことができる。
【００２０】
次に、本発明に係る生体内電流分布の可視化方法をさらに具体的に説明する。本例では、磁気共鳴撮像法としてスピンエコータイプのエコープラナーイメージング法を用い、光刺激を与えたときの視神経束の応答の可視化への適用を実施例として示す。
図３は測定に用いたパルス系列の概略を示す図で、（ａ）は光刺激Ｌ、（ｂ）は読み出し勾配磁場Ｇｒ、（ｃ）は位相エンコード勾配磁場Ｇｐ、（ｄ）は高周波パルスＲＦ、（ｅ）は光刺激「有」時のＦＩＤ信号およびエコー信号Ｓ１、（ｆ）は光刺激「無」時のＦＩＤ信号およびエコー信号Ｓ２をそれぞれ示す。
【００２１】
本実施例では、図３に示すように、時刻ｔ＝０に光刺激Ｌを行い、時刻ｔ＝τに撮像のパルス系列を起動させ、視神経を含む断層面の撮像を行う。ｔ＝０で光刺激３１が被験者に付与されると、この光刺激から約τｍｓ後に被験者の視神経に神経電流（生体電流）３２が流れる。一方、ｔ＝τに高周波パルスとして例えば９０度パルス３３が印加されると、ＦＩＤ信号３４が誘導される。一方、上述のように光照射から約τｍｓ後に神経電流が短時間流れると、神経近傍には磁場が発生し、局所的に磁場の均一度が低下する。このため磁場均一度低下部位におけるプロトンのＦＩＤ信号３４の見かけの横緩和時間Ｔ２＊がΔＴ２＊だけ短縮する。神経電流３２は一般にごく短時間だけ、例えば初期電流は数１０ｍｓ流れる。このΔＴ２＊による信号減衰分は、画像化データ収集時にはこれをもたらした磁場が既に存在しないので、スピンエコー、勾配エコー等によって回復することはない。時刻ＴＥ／２において１８０度パルス３５が印加されると、時刻ＴＥ（エコー時間）においてエコー信号３６が現れる。ここで勾配磁場発生装置１２から勾配磁場コイル６を介して位相エンコード勾配磁場３７をかけ、更にこれに重ねて読み出し勾配磁場３８をかけて、高周波受信用コイル５を介してエコー信号３６を受信し記録する。
【００２２】
これに対して光刺激「無」のときは、図３（ｆ）に示すように、ＦＩＤ信号３９は、光刺激「有」のときのＦＩＤ信号３４に比べて信号の減衰がなだらかであり、また光刺激「無」のときのエコー信号４０は、光刺激「有」のときのエコー信号３６に比べて信号の振幅が大きい。このエコー信号４０も、上述のエコー信号３６の場合と同様にして受信し記録する。
【００２３】
このように、ＦＩＤ信号３４により発生するスピンエコー、勾配エコー等の信号３６を用いて画像を構成すると、神経電流による不均一磁場が反映された画像が得られる。撮像時間が１００ｍｓ程度というように十分に短い場合には、通常の機能的ＭＲＩ測定で利用されているＢＯＬＤ（Blood Oxygenation Level Dependent）効果が画像に現れることがない。従って、光刺激を与えたときの画像と光刺激を与えないときの画像とを比較する、例えば両者の差分を取ると、ΔＴ２＊に起因する信号だけが残り、神経電流分布を描出することができる。
【００２４】
図４は光刺激の付与から１４ｍｓ後に９０度パルスを印加して撮像した画像と、光刺激のない安静状態の画像との差分画像の視神経領域における信号強度の時系列変化の一例を示す図である。光刺激の付与から１４ｍｓ後の信号強度（↑印）が神経電流による磁場の不均一性のために減少していることが分かる。
【００２５】
このように本発明は、α度高周波パルス印加に伴って生成される横磁化の位相が生体内電流によって生成される局所磁場によって乱され、見かけ上の横緩和時間Ｔ２＊が短縮することに起因する信号強度、あるいは位相の変化を画像化することによって、生体内電流分布を可視化するものである。画像作成データ収集時には生体電流による磁場は既に存在しないので、撮像法は限定されることなく、スピンエコー法、勾配エコー法等ほとんどの撮像法を適用することができるという利点がある。
【図面の簡単な説明】
【００２６】
【図１】本発明で用いられるＭＲＩ装置の一例を示すブロック図である。
【図２】本発明に係る生体内電流分布の可視化方法を示すフローチャートである。
【図３】測定に用いたパルス系列の概略を示す図で、（ａ）は光刺激Ｌ、（ｂ）は読み出し勾配磁場Ｇｒ、（ｃ）は位相エンコード勾配磁場Ｇｐ、（ｄ）は高周波パルスＲＦ、（ｅ）は光刺激「有」時のＦＩＤ信号およびエコー信号Ｓ１、（ｆ）は光刺激「無」時のＦＩＤ信号およびエコー信号Ｓ２を示す。
【図４】光刺激付与後に撮像した画像と、光刺激のない安静状態で撮像した画像との差分画像の視神経領域における信号強度の時系列変化の一例を示す図である。
【符号の説明】
【００２７】
３１  光刺激
３２  神経電流
３３  ９０度パルス
３４，３９  ＦＩＤ信号
３５  １８０度パルス
３６，４０  エコー信号
３７  位相エンコード勾配磁場
３８  読み出し勾配磁場
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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