(57)【要約】【課題】検査対象の画像の関心領域における核磁気共鳴信号強度を、基準の核磁気共鳴信号強度との比、すなわち、相対値として表すことができるとともに、異なるシリーズで得られた検査対象の関心領域同士の比較を、核磁気共鳴信号強度の観点でできる核磁気共鳴検査装置を提供する。【解決手段】  核磁気共鳴検査装置１０は検査対象から放出されるＭＲＩ信号を受信器１００で受信し、受信したＭＲＩ信号に基づく画像を表示する画像表示装置３２０を備える。又、核磁気共鳴検査装置１０は画像の中で、基準体２００の断面画像の基準領域と、前記検査対象の関心領域を指定する入力装置３３０と、基準領域のＭＲＩ信号強度に対する関心領域のＭＲＩ信号強度の比を演算するＣＰＵ３００を備える。【選択図】        図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
検査対象から放出される核磁気共鳴信号を受信手段で受信し、該受信した核磁気共鳴信号に基づく画像を表示手段に表示する核磁気共鳴検査装置において、
前記画像の中で、前記検査対象の関心領域を指定する指定手段と、
基準の核磁気共鳴信号強度に対する前記関心領域の核磁気共鳴信号強度の比を演算する演算手段とを備えたことを特徴とする核磁気共鳴検査装置。
【請求項２】
検査対象及び基準体から放出される核磁気共鳴信号を受信手段で受信し、該受信した核磁気共鳴信号に基づく画像を表示手段に表示する核磁気共鳴検査装置において、
前記画像の中で、前記基準体の基準領域と、前記検査対象の関心領域とを指定する指定手段と、
前記基準領域の核磁気共鳴信号強度に対する前記関心領域の核磁気共鳴信号強度の比を演算する演算手段とを備えたことを特徴とする核磁気共鳴検査装置。
【請求項３】
前記演算された比を、記憶する記憶手段を備えたことを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の核磁気共鳴検査装置。
【請求項４】
前記演算された比を、出力する出力手段を備えたことを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の核磁気共鳴検査装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、核磁気共鳴検査装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
核磁気共鳴検査装置で使用しているＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging：核磁気共鳴画像法）は、ＮＭＲ（nuclear magnetic resonance：核磁気共鳴）現象を利用している。前記ＮＭＲは、単一の試料の性質を調べる技術であるが、信号の発生源は分からない。それに対して、ＭＲＩは、ＮＭＲに位置情報を与えて、核磁気共鳴信号の強度分布を画像化する技術である。
【０００３】
ここでＮＭＲの基本原理について簡単に説明する。
原子核は陽子と中性子から構成され、全体で角運動量Ｉで回転する核スピンとみなされる。水素原子核を例に上げて説明すると、水素原子核は１個の陽子からなり、スピン量子数１／２で表される回転をしている。
【０００４】
陽子は正の電荷があるため、原子核が回転すると、磁気モーメントμが生じる。従って、原子核一つ一つは、非常に小さな磁石と考えてもよい。なお、強磁性体（例えば、鉄）では磁石の方向が揃っており、全体として磁化が生じる。一方、複数個存在する水素原子核などでは、各水素原子核自体は上述した磁石の方向がバラバラであり、全体としては磁化は生じない。しかし、静磁場Ｂが印加された場合、それぞれの水素原子核は静磁場の方向に揃うようになる。
【０００５】
前述のように水素原子核の場合にはスピン量子数は１／２であるため、そのエネルギー準位は、−１／２と＋１／２の二つに分かれる。このエネルギー準位間の差ΔＥは一般的に下記の式（１）で表すことができる。
【０００６】
ΔＥ＝γｈＢ／２π      …（１）
式（１）中、γは原子核固有の比例定数（磁気回転比）、ｈはプランク定数、Ｂは静磁場強度である。
【０００７】
ところで、一般に原子核には静磁場Ｂによって、μ×Ｈの力が加わるために原子核は静磁場の軸の回りを、下記の式（２）で表す周波数ω（ラーモア周波数）で歳差運動する。
ω＝γＢ    ……（２）
このような状態の系に周波数ωの電磁波（ラジオ波）が印加されると、核磁気共鳴現象が生じ、一般に原子核は式（１）で表されるエネルギー差ΔＥに相当するエネルギーを吸収し、エネルギー準位が高い方に遷位する。
【０００８】
しかし、この時、種々の原子核が多数存在した場合、すべての原子核が核磁気共鳴現象を起こすわけではない。この理由は、原子核毎に比例定数γが異なるために、式（２）で表す共鳴周波数ωが原子核毎に異なり、印加された周波数に対応した特定の原子核だけが共鳴するからである。
【０００９】
次に、ラジオ波によって高い準位に遷位させられた原子核は、ある時定数（緩和時間と呼ばれる）で決まる時間の後に元の準位に戻る。この時にラジオ波によって高い準位に遷位させられた原子核から角周波数ωの核磁気共鳴信号が放出される。ここで、上述した緩和時間は、更にスピン−格子緩和時間（縦緩和時間）Ｔ１とスピン−スピン緩和時間（横緩和時間）Ｔ２に分けられる。
【００１０】
一般に、検査対象が固体の場合にはスピン同士の相互作用が生じ易いためにスピン−スピン緩和時間Ｔ２は短くなる。又、吸収したエネルギーはまずスピン系に、次に格子系に移っていくためスピン−格子緩和時間Ｔ１はスピン−スピン緩和時間Ｔ２に比べて非常に大きい値となる。
【００１１】
一方、検査対象が液体の場合には分子が自由に運動しているためスピン−スピンとスピン−格子のエネルギー交換の生じ易さは同程度である。
ＭＲＩでは、上記のＮＭＲ現象によって、被検体組織を構成する原子核スピンから発生する核磁気共鳴信号を計測する際に、位置情報を付与するために傾斜磁場を印加する。この傾斜磁場としては、互いに直交するスライスエンコード方向、位相エンコード方向、周波数エンコード方向の３軸方向の傾斜磁場が用いられる。そして、これら傾斜磁場によってエンコードされた信号をフーリエ変換することにより２次元或いは３次元画像として再構成することができる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
ところで、核磁気共鳴検査装置においては、検査対象から発せられた核磁気共鳴信号に基づいて画像化する際、ウインドウレベル（Window  level）、ＴＲ（repetition  time）、ＴＥ（echo  time）等が調節されて、最も見やすい白黒のコントラストに調整されて画像化される。
【００１３】
しかし、核磁気共鳴信号強度には単位はなく、核磁気共鳴検査装置の機種に応じた、白、黒のコントラストが設定される。そして、従来は、１回のＭＲＩ撮像（１回のシリーズ）における白、黒コントラストの画像の形成のために、核磁気共鳴信号強度が利用されており、この１回のシリーズで得られた画像を診断に利用している。しかし、他の機会に撮像されたシリーズ（他群間）で得られた核磁気共鳴信号強度と比較することは、核磁気共鳴信号に単位がないため、困難であった。
【００１４】
本発明の目的は、検査対象の画像の関心領域における核磁気共鳴信号強度を、基準の核磁気共鳴信号強度との比、すなわち、相対値として表すことができるとともに、異なるシリーズで得られた検査対象の関心領域同士の比較を、核磁気共鳴信号強度の観点でできる核磁気共鳴検査装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１５】
上記目的を達成するために、請求項１の発明は、検査対象から放出される核磁気共鳴信号を受信手段で受信し、該受信した核磁気共鳴信号に基づく画像を表示手段に表示する核磁気共鳴検査装置において、前記画像の中で、前記検査対象の関心領域を指定する指定手段と、基準の核磁気共鳴信号強度に対する前記関心領域の核磁気共鳴信号強度の比を演算する演算手段とを備えたことを特徴とする核磁気共鳴検査装置を要旨とするものである。
【００１６】
請求項２の発明は、検査対象及び基準体から放出される核磁気共鳴信号を受信手段で受信し、該受信した核磁気共鳴信号に基づく画像を表示手段に表示する核磁気共鳴検査装置において、前記画像の中で、前記基準体の基準領域と、前記検査対象の関心領域とを指定する指定手段と、前記基準領域の核磁気共鳴信号強度に対する前記関心領域の核磁気共鳴信号強度の比を演算する演算手段とを備えたことを特徴とする核磁気共鳴検査装置を要旨とするものである。
【００１７】
請求項３の発明は、請求項１又は請求項２において、前記演算された比を、記憶する記憶手段を備えたことを特徴とする。
請求項４の発明は、請求項１又は請求項２において、前記演算された比を、出力する出力手段を備えたことを特徴とする。
【発明の効果】
【００１８】
請求項１及び請求項２の発明によれば、検査対象の画像の関心領域における核磁気共鳴信号強度を、基準の核磁気共鳴信号強度との比、すなわち、相対値として表すことができるとともに、異なるシリーズで得られた検査対象の関心領域同士の比較を、核磁気共鳴信号強度の観点でできる。
【００１９】
請求項３の発明によれば、例えば、他のシリーズで演算された比（すなわち、相対値）を記憶手段に記憶していると、該比と、今回のシリーズ得られた検査対象の関心領域における核磁気共鳴信号強度についての比との比較ができる。
【００２０】
請求項４の発明によれば、出力手段により、演算された比を、出力することができるため、出力された比（相対値）を出力先で使用することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２１】
以下、本発明を具体化した一実施形態の核磁気共鳴装置を図１及び図２を参照して説明する。
核磁気共鳴検査装置１０は、静磁場を発生するマグネット２０、及び傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生コイル３０を備える。検査対象Ｋは、このマグネット２０及び傾斜磁場発生コイル３０内に配置される。傾斜磁場発生コイル３０は、互いに直交する３軸の傾斜磁場コイルから構成されており、それぞれＸ方向傾斜磁場、Ｙ方向傾斜磁場、Ｚ方向傾斜磁場の形成が可能である。前記３軸の方向は、図１に示すＸ軸方向、Ｙ軸方向、及びＺ軸方向である。又、核磁気共鳴検査装置１０は、シーケンサ４０を備えている。
【００２２】
シーケンサ４０は、傾斜磁場電源５０及び高周波発信器６０に命令（制御信号）を出力し、傾斜磁場、及びラジオ波である高周波パルス（ＲＦ信号）を検査対象Ｋに印加し、パルスシーケンスの制御を行うようにされている。高周波パルスは、高周波変調器７０、高周波増幅器８０を介して高周波送信器９０により、検査対象Ｋに印加される。
【００２３】
検査対象Ｋから発生した核磁気共鳴信号としてのＭＲＩ信号は受信手段としての受信器１００によって受信される。ＭＲＩ信号は、増幅器１１０、位相検波器１２０、ＡＤ変換器１３０を介してＣＰＵ３００に送出されて、ＣＰＵ３００により信号処理が行われる。又、ＣＰＵ３００は、記憶手段としての記憶装置３１０に信号や測定条件や、或いは、ＭＲＩ信号に基づく画像を記憶可能である。又、ＣＰＵ３００は、画像処理の結果を表示手段、及び出力手段としての画像表示装置３２０に表示する。又、ＣＰＵ３００には、指定手段としての入力装置３３０が接続されている。入力装置３３０は、キーボードや、例えば、マウス等のポインティングデバイスを含む。入力装置３３０から、オペレータが入力指示することにより、ＣＰＵ３００は、その入力指示に応じて、ＣＰＵ３００に接続されている前記各部の制御が可能である。ＣＰＵ３００は、演算手段に相当する。
【００２４】
なお、シーケンサ４０は、核磁気共鳴検査装置１０を構成する各部がプログラムされたタイミング、強度で動作するように、各部の制御を行う。そして、このプログラムのうち、特に、高周波パルスの印加、傾斜磁場の印加、ＭＲＩ信号の受信のタイミングや、高周波パルスと傾斜磁場の強度を記述したものは撮影シーケンスという。
【００２５】
さて、上記のように構成された核磁気共鳴検査装置１０の作用を説明する。
まず、核磁気共鳴検査装置１０を使用する際に、検査対象Ｋである患者の検査対象部位の近く（本実施形態では、腰椎部の皮膚上）に基準体２００を貼着した。基準体２００の外形形状は、特に限定するものではないが、患者の検査対象部位の近くに配置できる形状で有ればよい。シート状、シートより厚みがある平板状、立方体状等の適宜の形状でよい。
【００２６】
基準体２００は、本実施形態では、ポリマーゲルからなる。ポリマーゲルは、ポリマーが化学結合によって、或いは、結晶化や分子の絡み合いなどの分子鎖間の相互作用によって、三次元的な網目構造を構成し、その空隙に溶媒分子を保持した膨潤体である。特に、ポリマーは、主鎖に炭化水素を持つものが好ましい。主鎖に炭化水素を有するポリマーとしては、ポリオレフィン系、ポリスチレン系、ポリビニル系、ポリアクリル系等を挙げることができる。又、ポリマーゲルはゲル状となっているため、全体が機械的強度を保持でき、液体成分の固定ができる。なお、基準体２００は、ポリマーゲルに限定するものではなく、均一に水素原子を含む化合物から構成されたものであればよい。
【００２７】
本実施形態では、ポリマーゲルとして、Kitecko（Ｕltrasound Standoff Pads No.３５２０ｋ  製造元：スリーエム製薬（株））を使用した。Kiteckoは、ポリマーの構成単位（ＣＵ）の化学構造を基に多くの種類に分類されるが、構造内には脂肪族炭化水素を主鎖として、水素原子が組み込まれている（例：構成単位（ＣＵ）化学式Ｃ１６Ｈ８Ｃｌ２Ｆ４Ｏ３）。なお、Kitecko内には磁性体は含まれていない。Kiteckoは、非常にフレキシブルであるため、貼着された患者の検査対象部位において、撮像する箇所の動きに連動する。又、基準体２００は、検査対象部位近傍に配置することが好ましい。
【００２８】
ＭＲＩの画像取得については、公知の方法で取得する。画像取得は発明の要部ではないため、詳細な説明は省略するが、例えば、スピンエコー法、グラディエントエコー法、或いは、ＥＰＩ（Echo Plana Imaging）法等を利用した公知の撮影シーケンスを、シーケンサ４０は、実行する。
【００２９】
そして、ＣＰＵ３００は、シーケンサ４０が実行した撮影シーケンスにより、受信器１００等を介して、スライスされた部分におけるＭＲＩ信号を取得する。そして、ＣＰＵ３００は、取得されたＭＲＩ信号に基づいてフーリエ変換等の画像処理を行い、画像表示装置３２０に２次元画像を表示する。ＣＰＵ３００は、この画像表示を行う場合、画像を構成する各画素をＭＲＩ信号の強度に比例した輝度で表示する。すなわち、輝度は、水素原子核の分布密度に依存する。
【００３０】
例えば、図３は、グラディエントエコー法による撮影シーケンスを示しており、横軸は時間を、縦軸は高周波パルスや傾斜磁場等の強度を表している。同図において、Ｚ方向（スライスエンコード方向）の傾斜磁場５０１と同時に高周波パルス５０２を印加し、所望のスライス内部の水素原子核を励起する。そして、次に、Ｘ方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場の極性を負（−）から正（＋）に反転させると、エコー（核磁気共鳴信号）、すなわちＭＲＩ信号５０４が発生する。なお、５０５は、Ｙ方向（位相エンコード方向）の傾斜磁場の印加を示している。又、図３中、ＴＲは繰り返し時間（repetition time）であり、ＴＥはエコー時間（echo time）である。
【００３１】
図２は、オペレータの入力装置３３０による入力操作により、ＣＰＵ３００にが実行するＭＲＩ信号の強度比の算出のためのフローチャートである。
ステップ１０（以下、ステップをＳという）では、入力装置３３０、例えばキーボードからの入力により基準領域の入力モード設定が有ったか否かを、ＣＰＵ３００が判定する。基準領域の入力モード設定が有った場合には、Ｓ２０において、入力装置３３０、例えば、ポインティングデバイスにより、基準領域の画素が指定されたか否かをＣＰＵ３００は判定する。
【００３２】
具体例を図４を参照して説明する。図４は、画像表示装置３２０の表示画面３２０ａに、患者の検査対象部位の断層画像（ＭＲＩ画像）が表示された状態を示している。図４において、２００Ｇは、基準体２００の断面画像領域を表している。又、５００は、患者の検査対象部領域の断面画像を示している。
【００３３】
同図に示すように、Ｓ２０では、基準体２００の断面画像領域２００Ｇの中で、基準領域としての特定領域（例えば、２００Ｂで示す領域）の画素がポインティングデバイスにより指定されると、ＣＰＵ３００は「ＹＥＳ」と判定する。Ｓ３０では、ＣＰＵ３００は、指定された特定領域２００Ｂの画素のＭＲＩ信号の強度を算出する。
【００３４】
次に、Ｓ４０では、入力装置３３０、例えばキーボードからの入力により関心領域の入力モード設定が有ったか否かを、ＣＰＵ３００が判定する。関心領域の入力モード設定が有った場合には、Ｓ５０において、入力装置３３０、例えば、ポインティングデバイスにより、関心領域の画素が指定されたか否かをＣＰＵ３００は判定する。
【００３５】
具体例を図４を参照して説明する。図４において、５００Ａは、患者の検査対象部領域の断面画像５００において、オペレータの関心領域を示している。なお、前記特定領域２００Ｂを指定する際には、関心領域５００Ａに近接する領域を指定するものとする。これは、一般に核磁気共鳴検査装置１０のＭＲＩガントリー内１０ａでは、磁力の差により、中心部とその周辺の信号強度は異なる。例えば一般に同じ画像のなかでも中心部の筋肉とその周辺部の筋肉のＭＲＩ信号の強度は異なる。このため、特定領域２００Ｂと、関心領域５００Ａとが近接した方が、同レベル程度の磁力が印加されているため、基準領域の選定としては有利だからである。なお、図４中、５００Ｃを関心領域とする場合には、図４において、関心領域５００Ｃに近接する２００Ｄの領域を基準領域とするのが好ましい。
【００３６】
Ｓ５０で、関心領域の画素がポインティングデバイスにより指定されると、ＣＰＵ３００は「ＹＥＳ」と判定する。Ｓ６０では、ＣＰＵ３００は、関心領域の指定された画素のＭＲＩ信号の強度を算出する。
【００３７】
続くＳ７０では、ＣＰＵ３００は、基準領域及び関心領域の指定された画素のＭＲＩ信号の強度の比（関心領域の画素のＭＲＩ信号強度／基準領域の画素のＭＲＩ信号強度）を算出し、この算出結果を、記憶装置３１０に格納するとともに、表示画面３２０ａに表示する。
【００３８】
さて、上記のように構成された核磁気共鳴検査装置１０の特徴を以下に記載する。
（１）  本実施形態の核磁気共鳴検査装置１０は、検査対象から放出されるＭＲＩ信号（核磁気共鳴信号）を受信器１００（受信手段）で受信し、受信したＭＲＩ信号に基づく画像を表示する画像表示装置３２０（表示手段）を備えるようにした。そして、核磁気共鳴検査装置１０は、前記画像の中で、基準体２００の断面画像の基準領域と、前記検査対象の関心領域５００Ａ等を指定する入力装置３３０（指定手段）と、基準領域のＭＲＩ信号強度に対する関心領域５００Ａ等のＭＲＩ信号強度の比を演算するＣＰＵ３００（演算手段）とを備えるようにした。
【００３９】
この結果、本実施形態では、基準領域のＭＲＩ信号強度に対する検査対象の関心領域５００Ａ等のＭＲＩ信号強度の比を、ＣＰＵ３００にて演算することにより、検査対象の画像の各領域を、相対値として表すことができる。この結果、異なるシリーズで、共通の検査対象に関してそれぞれ画像を得た場合、基準領域となるものが共通であれば、いずれのシリーズで得られた検査対象の画像の各領域は、信頼性のある相対値で表すこともできる。すなわち、ＭＲＩ信号強度の単位付与が可能となる。
【００４０】
（２）  本実施形態では、演算された比を、記憶する記憶装置３１０を備えるようにした。この結果、例えば、他のシリーズで演算された比（すなわち、相対値）を記憶装置３１０に記憶できるため、該比と、今回のシリーズ得られた検査対象の関心領域におけるＭＲＩ信号強度についての比との比較ができる。
【００４１】
（３）  本実施形態では、演算された比を、出力する画像表示装置３２０（出力手段）を備えるようにした。この結果、画像表示装置３２０により、演算された比を、表示（出力）できるため、表示された比（相対値）を検査対象の診断に利用することができる。
【００４２】
（４）  ＭＲＩ信号強度の測定において、ＭＲＩは任意の断面が得られ、コントラスト分解能が非常に優れている。従って、基準体２００を検査対象Ｋの直近に貼り付け、検査対象部位とともに基準体２００内のＭＲＩ信号強度を算出（計測）すると、例えば、基準体２００内のＭＲＩ信号強度を１００に変換し、これを基準として検査対象部位内のＭＲＩ信号強度を換算すれば、これを値（単位）として表すことができる。
【００４３】
なお、本発明は前記実施形態に限定するものではなく下記のように変更してもよい。
○  前記実施形態では、基準体２００の断面画像である基準領域の画素を指定して、その画素のＭＲＩ信号強度を算出するようにしたが、基準体２００の断面画像は、断面画像５００の外部にあることを限定するものではない。例えば、断面画像５００内において、予め、基準体２００に相当するものが用意されている場合は、その断面画像５００内の基準体２００に相当する領域を基準領域としてもよい。すなわち、基準のＭＲＩ信号は、検査対象の中にある領域のＭＲＩ信号であってもよい。
【００４４】
○  前記実施形態では、２次元画像の表示ができる核磁気共鳴検査装置に具体化したが、３次元画像の表示ができる核磁気共鳴検査装置に具体化してもよい。
○  前記実施形態では、図４中、断面画像５００の関心領域５００Ａと、基準体２００の基準領域とのＭＲＩ信号強度の比を算出したが、この算出の仕方に限定されるものではない。例えば、磁力の印加の仕方、すなわち、印加された磁力のレベルが、基準体２００の断面画像領域２００Ｇ全体と、断面画像５００の関心領域５００Ｃにおいて、同じようにすれば、関心領域５００Ａと、基準領域２００Ｄの画素のＭＲＩ信号強度の比を算出してもよい。
【図面の簡単な説明】
【００４５】
【図１】核磁気共鳴検査装置１０の概略構成の説明図。
【図２】ＣＰＵ３００が実行するフローチャート。
【図３】グラディエントエコー法による撮影シーケンス。
【図４】表示画面３２０ａのＭＲＩ画像の表示状態を示す説明図。
【符号の説明】
【００４６】
１００…受信器（受信手段）
３１０…記憶装置（記憶手段）
３２０…画像表示装置（表示手段、及び出力手段）
３３０…入力装置（指定手段）
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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