(57)【要約】【課題】大きな雑音が発生するＭＲＩ撮像中であっても、被験者の負担になる騒音を極力低減しつつ、正確に刺激音を被験者に提示することが可能な磁気共鳴画像化装置を提供する。【解決手段】ＭＲＩ装置１０００は、核磁気共鳴に起因する検出信号を検知するために、被験者１０に磁場を印加する静磁場コイル１００、傾斜磁場コイル１０２およびＲＦコイル１０６と、振動磁場をＲＦコイル１０６に与え、ＲＦコイル１０６による検出信号から断層画像を生成する断層撮影制御部２００とを備える。刺激音処理部２３０は、刺激音の大きさを周波数帯域ごとに調整する。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
被験者からの核磁気共鳴に起因する検出信号を検知して、前記被験者の断層画像を生成するための磁気共鳴画像化装置であって、
前記被験者に静磁場を印加するための静磁場印加手段と、
前記被験者の選択された断面内において、前記検出信号を発する原子核の位置情報を前記検出信号が有するように変調した磁場を前記被験者に印加するための傾斜磁場印加手段と、
前記被験者に対して変動磁場を印加し、前記被験者からの前記検出信号を検知するための変動磁場送受信手段と、
前記被験者に刺激音を与えるための骨伝導スピーカと、
前記変動磁場を前記変動磁場送受信手段に与え、前記検出信号を受けて前記断層画像を生成するための断層撮影制御手段とを備え、
前記断層撮影制御手段は、
前記刺激音の大きさを周波数帯域ごとに調整するための刺激音処理手段を含む、磁気共鳴画像化装置。
【請求項２】
前記刺激音処理手段は、予め測定された被験者の振動感覚発生しきい値を超えないように、前記刺激音に対する増幅度を調整する増幅度調整手段を含む、請求項１記載の磁気共鳴画像化装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、生体の断層撮影を行なうための核磁気共鳴画像化装置（ＭＲＩ : Magnetic Resonance Imaging)の構成、特に、測定中において被験者と測定者・操作者が対話を行なうための構成に関する。
【背景技術】
【０００２】
生体の脳や全身の断面を画像化する方法として、生体中の原子、特に、水素原子の原子核に対する核磁気共鳴現象を利用した磁気共鳴画像法が、人間の臨床画像診断等に使用されている。
【０００３】
磁気共鳴画像法は、それを人体に適用する場合、同様の人体内断層画像法である「Ｘ線ＣＴ」に比較して、たとえば、以下のような特徴がある。
【０００４】
（１）水素原子の分布と、その信号緩和時間（原子の結合の強さを反映）に対応した濃度の画像が得られる。このため、組織の性質の差異に応じた濃淡を呈し、組織の違いを観察しやすい。
【０００５】
（２）磁場は、骨による吸収がない。このため、骨に囲まれた部位（頭蓋内、脊髄など）を観察しやすい。
【０００６】
（３）Ｘ線のように人体に害になるということがないので、広範囲に活用できる。
このような磁気共鳴画像法は、人体の各細胞に最も多く含まれ、かつ最も大きな磁性を有している水素原子核（陽子）の磁気性を利用する。
【０００７】
水素原子核の磁性を担うスピン角運動量の磁場内での運動は、古典的には、コマの歳差運動にたとえられる。上述したような水素原子核のスピン角運動量の方向（コマの自転軸の方向）は、磁場のない環境では、ランダムな方向を向いているものの、静磁場を印加すると、磁力線の方向を向く。
【０００８】
この状態で、さらに振動磁界を重畳すると、この振動磁界の周波数が、静磁界の強さで決まる共鳴周波数ｆ０＝γＢ０／２π（γ：物質に固有の係数）であると、共鳴により原子核側にエネルギーが移動し、磁化ベクトルの方向が変わる（歳差運動が大きくなる）。この状態で、振動磁界を切ると、歳差運動は、傾き角度を戻しながら、静磁界における方向に復帰していく。この過程を外部からアンテナコイルにより検知することで、ＮＭＲ（Nuclear Magnetic Resonance）信号を得ることができる。
【０００９】
このような共鳴周波数ｆ０は、静磁界の強度がＢ０（Ｔ）であるとき、水素原子では、４２．６×Ｂ０（ＭＨｚ）となる。
【００１０】
さらに、核磁気共鳴映像法では、血流量の変化に応じて、検出される信号に変化が現れることを用いて、外部刺激等に対する脳の活動部位を視覚化することも可能である。このような核磁気共鳴映像法を、特に、ｆＭＲＩ（functional MRI)と呼ぶ。
【００１１】
ｆＭＲＩでは、装置としては通常のＭＲＩ装置に、さらに、ｆＭＲＩ計測に必要なハードおよびソフトを装備したものが使用される。
【００１２】
ここで、血流量の変化がＮＭＲ信号強度に変化をもたらすのは、血液中の酸素化および脱酸素化ヘモグロビンは磁気的な性質が異なることを利用している。酸素化ヘモグロビンは反磁性体の性質があり、周りに存在する水の水素原子の緩和時間に影響を与えないのに対し、脱酸素化ヘモグロビンは常磁性体であり、周囲の磁場を変化させる。したがって、脳が刺激を受け、局部血流が増大し、酸素化ヘモグロビンが増加すると、その変化分をＭＲＩ信号として検出する事ができる。被験者への刺激は、たとえば、視覚による刺激や聴覚による刺激等が用いられる。
【００１３】
脳機能の画像を撮影するためには、エコープレナーイメージング（ＥＰＩ：echo planar imaging）と呼ばれるシーケンスが採用される。
【００１４】
図６は、このようなｆＭＲＩの測定シーケンスの概要を示すタイミングチャートである。
【００１５】
被験者に、同一の刺激タスクを、所定の期間ごと一定の間隔をおいて繰り返し与える。ここで、「刺激タスク」としては、被験者に聴覚刺激（刺激音）を提示するタスクがある。このとき、脳内の同一断面について断層撮影は時系列的に続行しつつ、その断面内で刺激タスク期間内のＥＰＩ信号の変化を検出する。
【００１６】
このような信号強度の変化は、上述したように、脳内の血流量の変化に起因するものである。ただし、このような信号強度の変化は、数パーセントのオーダーであり、十分なＳＮ比を得るために、同一の刺激タスクを複数回繰り返して、各回のＥＰＩ信号の変化パターンを、タスクの開始時点を揃えて平均する。このような処理により、刺激に対する脳内の応答を視覚化する。つまり、ある特定のタスクを行なっているときに、脳内で活動が活性化する部位を特定できる。
【００１７】
なお、このようなエコープレナーイメージングによる画像生成の原理および臨床応用等については、非特許文献１〜２に記載されている。
【００１８】
しかしながら、ＭＲＩ装置では、測定中に磁場を発生させるためのコイルの振動に起因して雑音が発生する。このため、測定中に、被験者に対して聴覚刺激を与えるにあたっては、被験者の保護のために耳栓やイヤマフなどで騒音の軽減を行なうものの刺激音が騒音によりマスクされて聞き取りの障害となる可能性がある、という問題があった。
【００１９】
また、本来の刺激音による脳活動だけでなく、騒音の暴露による脳活動が混入する可能性も否定でいない、という問題があった。
【００２０】
このような問題点に対しては、骨導音による聴覚刺激の提示方法が提案されている（非特許文献３を参照）。
【非特許文献１】押尾晃一、「ＥＰＩ  Ｒｅｖｉｓｉｔｅｄ」、日本磁気共鳴医学会誌、第１９巻１号（１９９９）ｐ．１−５
【非特許文献２】鈴木清隆、「Ｅｃｈｏ  Ｐｌａｎａｒ  Ｉｍａｇｉｎｇ」、日本磁気共鳴医学会誌、第１９巻１号（１９９９）ｐ．７−１８
【非特許文献３】能田由紀子、北村達也、平田宏之、本田清志著、「ＭＲＩ装置内における骨導音による聴覚刺激提示法」、日本音響学会講演論文集、２００５年３月、ｐ．３８５−３８６
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００２１】
しかしながら、骨導音を用いた場合、騒音の低減には有効なものの、骨導音特有の骨伝導スピーカからの振動が、被験者の脳活動に影響を与える可能性があるという問題があった。
【００２２】
本発明は、上記のような問題点を解決するためになされたものであって、その目的は、大きな雑音が発生するＭＲＩ撮像中であっても、被験者の負担になる騒音を極力低減しつつ、正確に刺激音を被験者に提示することが可能な磁気共鳴画像化装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００２３】
この発明のある局面に従うと、被験者からの核磁気共鳴に起因する検出信号を検知して、被験者の断層画像を生成するための磁気共鳴画像化装置であって、被験者に静磁場を印加するための静磁場印加手段と、被験者の選択された断面内において、検出信号を発する原子核の位置情報を検出信号が有するように変調した磁場を被験者に印加するための傾斜磁場印加手段と、被験者に対して変動磁場を印加し、被験者からの検出信号を検知するための変動磁場送受信手段と、被験者に刺激音を与えるための骨伝導スピーカと、変動磁場を変動磁場送受信手段に与え、検出信号を受けて断層画像を生成するための断層撮影制御手段とを備え、断層撮影制御手段は、刺激音の大きさを周波数帯域ごとに調整するための刺激音処理手段を含む。
【００２４】
好ましくは、刺激音処理手段は、予め測定された被験者の振動感覚発生しきい値を超えないように、刺激音に対する増幅度を調整する増幅度調整手段を含む。
【発明の効果】
【００２５】
本発明の磁気共鳴画像化装置に従えば、大きな雑音が発生するＭＲＩ撮像中であっても、被験者に対して、違和感を与えることなく音声による刺激音を与えることが可能である。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２６】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態について説明する。
［磁気共鳴画像化装置の構成および動作］
図１は、本発明に係る磁気共鳴画像化装置（以下、「ＭＲＩ装置」と呼ぶ）１０００の構成を示す機能ブロック図である。
【００２７】
図１を参照して、ＭＲＩ装置１０００は、被験者１０を支持するための台部１２と、静磁界を生成するための静磁場コイル１００と、後に説明するように被験者における観測断面（スライス）の位置およびスライス内の位置の情報を観測信号に付与するための傾斜磁場コイル１０２と、観測対象となる原子核に変動磁場を印加するために電磁波を出力するＲＦコイル１０４と、観測対象となる原子核からの信号を受信するためのＲＦコイル１０６と、コイル１００〜１０４を制御し、かつ、ＲＦコイル１０６で受信された信号を基に、断層画像を生成するための断層撮影制御部２００とを備える。
【００２８】
さらに、断層撮影制御部２００は、使用者からの指示等の入力を行なうための入力部２１０と、測定動作の制御を行なうための制御部２２０と、制御部２２０により制御されて、予め記憶装置（図示せず）などに格納されていた刺激音データに基づき生成された音声信号に対して、後に説明するような音声処理を行なった後に、骨伝導スピーカ２３２を介して被験者１０に刺激音を出力する刺激音処理部２３０と、制御部２２０に制御されてＲＦコイル１０４に対してＲＦパルスを与えるためのＲＦパルス送信部２４０と、ＲＦコイル１０６からの信号を増幅するための信号増幅部２５０と、信号増幅部２５０からの検出信号に基づいて、フーリエ変換処理を行なうことにより、観測する断面画像を再構成するための画像再構成部２６０と、画像再構成部２６０からの情報をもとに再構成された断面画像を表示するための表示部２７０とを備える。
【００２９】
なお、被験者１０は、騒音の遮蔽のために、耳栓とイヤマフ２３４とを装着している。
ここで、静磁場コイル１００は、より詳しくは、たとえば、４個の空芯コイルから構成され、その組み合わせで内部に均一な磁界を作り、被験者１０の体内の水素原子核のスピンに配向性を与える。
【００３０】
ＲＦコイル１０４は、高周波を発して被験者１０の体内の原子核を励起し、ＲＦコイル１０６は、生じた核磁気共鳴を起因とする検出信号（エコー信号）を検知する。
【００３１】
傾斜磁場コイル１０２は、図示しないＸ、Ｙ、Ｚの３組の傾斜コイルを備え、Ｚコイルは励起時に、磁界強度をＺ方向に傾斜させて共鳴面を限定し、Ｙコイルは、Ｚ方向の磁界印加の直後に短時間の傾斜を加えて検出信号にＹ座標に比例した位相変調を加え（位相エンコーディング）、Ｘコイルは、続いてデータ採取時に傾斜を加えて、検出信号にＸ座標に比例した周波数変調を与える（周波数エンコーディング）。
【００３２】
すなわち、静磁界にＺ軸傾斜磁界を加えた状態にある被験者１０に、共鳴周波数の高周波電磁界を、ＲＦコイル１０４を通じて印加すると、磁界の強さが共鳴条件になっている部分の水素原子核が、選択的に励起されて共鳴し始める。共鳴条件に合致した部分（たとえば、被験者１０の所定の厚さの断層）にある水素原子核が励起され、スピンがいっせいに回転する。励起パルスを止めると、ＲＦコイル１０６には、今度は、回転しているスピンが放射する電磁波が信号を誘起し、しばらくの間、この信号が検出される。この信号によって、被験者１０の体内の、水を含んだ組織を観察する。そして、信号の発信位置を知るために、ＸとＹの傾斜磁界を加えて信号を検知する、という構成になっている。
【００３３】
制御部２２０は、励起信号を繰り返し与えつつ検出信号を測定し、画像再構成部２６０は、１回目のフーリエ変換計算により、共鳴の周波数をＸ座標に還元し、２回目のフーリエ変換でＹ座標を復元して画像を得て、表示部２７０に対応する画像を表示する。
（ＭＲＩ装置での雑音発生）
まず、図１に示したＭＲＩ装置１０００における雑音発生のメカニズムについて説明する。
【００３４】
図２は、ＭＲＩ装置１０００での電磁波および各種傾斜磁場の発生タイムチャートを示す図である。図２では、３回のＭＲＩ撮像分のシーケンスを示す。
【００３５】
電磁波（ＲＦパルス）はスライス選択傾斜磁場と同時に発生するが、これは一定周期で繰り返される。各周期内で、観測対象から放出される信号を検出され、それを処理してＭＲ画像が得られる。
【００３６】
その際、電磁波照射後一定のタイミングならびにシーケンスで位相エンコード傾斜磁場と周波数エンコード傾斜磁場を発生させる必要がある。この傾斜磁場発生のために傾斜磁場コイルには周期的な電流の増減ならびに断続が繰り返される。そのときに、コイル自体がフレミングの左手の法則に従って「移動」するが、これが高速な交流であるためコイル全体が振動し、結果として大きな音となる。
【００３７】
電流断続の周波数などは、振像条件により異なるが、その範囲は数十Ｈｚから数千Ｈｚの間にある。なお、この頃斜磁場を発生させる電流の増減ならびに断続が、電磁波パルスの各周期間で同じタイミング・シーケンスで生ずるため、発生する騒音は電磁波パルスの周期間で同じ音の繰り返し（周期的な音）となる。
（本発明の動作）
図３は、被験者１０に装着される骨伝導スピーカ２３２の外観および装着方法を説明するための概念図である。
【００３８】
図３（ａ）に示すような骨伝導スピーカ２３２は、非磁性体で構成される圧電セラミックスピーカである。
【００３９】
図３（ｂ）に示すように、被験者１０に対しては、計測耳栓（図示せず）とイアマフ２３４の装着によって気導音による騒音を遮蔽している。骨伝導スピーカ２３２は、被験者１０の前額部中央に約０．２５ｋｇｆの圧力がかかるようにゴムベルトを調節して用いて装着している。
【００４０】
図４は、刺激音処理部２３０の構成を説明する機能ブロック図である。
図４を参照して、刺激音処理部２３０は、制御部２２０から与えられる音声信号を並列に受け、低周波側の音声帯域をそれぞれ所定周波数帯域ごとに分割した帯域の音声信号を通過させるためのバンドパスフィルタ２３０２．１〜２３０２．Ｎと、これらのバンドパスフィルタ２３０２．１〜２３０２．Ｎよりも高周波側の音声信号を通過させるためのハイパスフィルタ２３０４と、バンドパスフィルタ２３０２．１〜２３０２．Ｎのそれぞれの出力に対して所定のゲイン（増幅度）で増幅処理を行なうためのオートゲインコントロール（ＡＧＣ）２３０６．１〜２３０６．Ｎと、ＡＧＣ２３０６．１〜２３０６．Ｎの出力およびハイパスフィルタ２３０４の出力を合成するための加算器２３０８と、加算器２３０８の出力を増幅するためのアンプ２３１０とを含む。アンプ２３１０の出力が、骨伝導スピーカ２３２に与えられる。
【００４１】
なお、ＡＧＣ２３０６．１〜２３０６．Ｎのゲインは、以下に説明するようにして決定する。
【００４２】
ｆＭＲＩを用いて脳活動を観測する際の騒音は１００ｄＢ（Ａ）を超えるため、音情報を大音量で呈示する必要があり、被験者にとって負担となっている。そこで、本発明では、上述のとおり、耳栓およびイヤマフで耳に入る騒音を遮断した上で、骨伝導スピーカ２３２を被験者の前額部に固定し、骨伝導により音情報を呈示する。
【００４３】
ただし、低周波数領域を多く含む音を呈示すると、前額部で振動を感じてしまう。そこで、実験により振動を感じる上限の周波数および加速度の関係を求め、これを超える音が入力された場合には、ＡＧＣ２３０６．１〜２３０６．Ｎによりゲインを調整する。
【００４４】
図５は、骨伝導スピーカ２３２からの音声信号に対する被験者の最小可聴しきい値と振動感覚発生しきい値の周波数依存性を示す図である。
【００４５】
図５において、骨伝導スピーカ２３２の周波数応答を調べるためには、振動伝達面に加速度センサを接着して加速度を測定するとともに、被験者からの応答に基づいて、被験者にとって可聴であるか、あるいは、振動を知覚するかを測定している。
【００４６】
１００Ｈｚから１ｋＨｚまでの純音を呈示したとき、最小可聴時と振動知覚時のスピーカ振動面の加速度を、計測耳栓とイヤマフ２３４の装着によって騒音を遮蔽した状態で測定している。スピーカへの入力電圧を上げていき、音が聞こえ始めた時点と前額に振動感覚が生じた時点でのスピーカ振動面の加速度を測定した。次に、入力電圧を下げていき、振動感覚が消えた時点と昔が聞こえなくなった時点での加速度を測定した。これらの値は純音の周波数ごとに測定した。
【００４７】
振動感覚が生じる前に聞こえる音が大きくなり過ぎて被験者が耐えられなくなった場合には、実験を中断し加速度を値なしとした。
【００４８】
図５を参照すると、周波数の上昇にともない、最小可聴音のしきい値と振動感覚発生しきい値との差は増大する傾向にある。
【００４９】
したがって、たとえば、一例として、８００Ｈｚ以上の音声信号については、ハイパスフィルタ２３０４を通過することとし、１００〜８００Ｈｚの音声信号を、この帯域をＮ個に分割して、各バンドパスフィルタ２３０２．１〜２３０２．Ｎを通過するように構成する。そして、各周波数帯で、振動感覚発生しきい値を超えないように（または、振動感覚発生しきい値を所定レベルだけ下回るように）、ＡＧＣ２３０６．１〜２３０６．Ｎのゲインを調整する。
【００５０】
このようにすれば、被験者１０の脳活動には、骨伝導スピーカ２３２の振動による活動が混入する可能性を抑えることができる。
【００５１】
上記の方法で音情報を呈示して男性３名、女性４名を対象に脳活動を観測した。その結果、被験者への負担が大幅に低減され、かつ従来のヘッドフォンによる音情報呈示法と同等の部位に同等の強さの脳活動が観測された。
【００５２】
今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。
【図面の簡単な説明】
【００５３】
【図１】本発明に係るＭＲＩ装置１０００の構成を示す機能ブロック図である。
【図２】ＭＲＩ装置１０００での電磁波および各種傾斜磁場の発生タイムチャートを示す図である。
【図３】被験者１０に装着される骨伝導スピーカ２３２の外観および装着方法を説明するための概念図である。
【図４】刺激音処理部２３０の構成を説明する機能ブロック図である。
【図５】、骨伝導スピーカ２３２からの音声信号に対する被験者の最小可聴しきい値と振動感覚発生しきい値の周波数依存性を示す図である。
【図６】ｆＭＲＩの測定シーケンスの概要を示すタイミングチャートである。
【符号の説明】
【００５４】
１０  被験者、１２  台部、１００  静磁場コイル、１０２  傾斜磁場コイル、１０６  ＲＦコイル、１２０  マイク、１２２  音データ保存部、１２４  音データ演算部、１３０  スピーカ、２００  断層撮影制御部、２１０  入力部、２２０  制御部、２３０  刺激音処理部、２３２  骨伝導スピーカ、２３４  イヤマフ、２４０  ＲＦパルス送信部、２５０  信号増幅部、２６０  画像再構成部、２７０  表示部、１０００  ＭＲＩ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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