JPH0838441A - 核磁気共鳴を用いた脳機能計測方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 血管等流体部位を活性化部位と見誤ることの
ない脳機能計測方法を提供する。 【構成】 １回の励起でグラディエントエコー信号とス
ピンエコー信号を計測するパルスシーケンスを用いて時
刻の異なる複数組の信号を計測する。スピンエコー信号
から得られた画像Ｉｓの画素値がある閾値Ｔｈ２よりも
小さい画素に対しては画素値を特定の範囲の値とし、そ
の他の画素に対してはグラディエントエコー信号から得
られる画像Ｔｇの画素値あるいはＴｇの画素値に比例す
る値を代入して作成した新たな画像Ｔｃを用いて活性化
部位の抽出を行ない、血管などの流体部位の影響を除去
する。特定の範囲の値は、活性化部位ではないことが識
別可能な値であり、たとえばゼロとする。 【効果】 特定の刺激に対する活性化部位の抽出能力が
低下しない。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は核磁気共鳴を用いた脳機
能計測方法に係り、特に静脈などの血管を活性化部位と
見誤る危険を回避する脳機能計測方法に係る。

【０００２】

【従来の技術】ＭＲＩ（核磁気共鳴イメージング装置）
は、静磁場中に置かれた核スピンが核磁気共鳴の共鳴条
件を満たす高周波磁場を吸収することを利用して、物質
の断層像等を得る装置である。最近、このようなＭＲＩ
画像を用いて脳機能計測を行うことがが可能になりつつ
あり、特定の刺激に反応する脳の活性化領域を抽出する
研究が行われている。検査対象に光等の刺激を与える
と、刺激に関連する脳の領野のＭＲ信号が増加する。こ
の信号変化のメカニズムは血中ヘモグロビン（Ｈｂ）の
磁気的性質に依存している。反磁性である酸化Ｈｂは磁
気的に無視できるが、還元Ｈｂは常磁性であるため、周
辺の静磁場の均一性を乱しＭＲ信号を減少させる性質が
ある。検査対象に特定の刺激を与えると、刺激に関連す
る領野において酸素代謝量が５％程度増加し、これを補
うために酸化Ｈｂを多く含んだ血流が５０％程度増加す
る。このような血流量の過剰な増大によって、活性化領
域の酸化Ｈｂの比率が高まり、その結果ＭＲＩ信号が増
加する。

【０００３】このような脳の活性化領域の抽出を行うた
めには、マグネティック・レゾナンス・イン・メディス
ン、第２５巻、３９０〜３９７頁(１９９２年)( Magnet
ic Resonance in Medicine, 25, p390-397(1992) )に記
載されているように、安静と刺激を繰返しながら連続的
に脳のＭＲＩ画像を計測し、刺激に同期して信号が増大
する部位を活性化領域として抽出する。従来、このよう
なＭＲＩ画像の計測には、磁場均一性の変化に対する信
号変化率が大きいグラディエントエコー（ＧＥ）系の計
測法が用いられてきた。しかし、ＧＥで得られた信号に
は静脈などの血管による寄与が高く、上記のような従来
方法で信号変化を評価する場合に、組織と血管とを識別
することは難しいため、活性化領域を見誤る危険性が高
い。

【０００４】しかし、プロシーディング・オブ・ソサイ
エティ・オブ・マグネティック・レゾナンス・イン・メ
ディスン、１２−アニュアル・ミーティング、１４００
頁（１９９３年）( Proceedings of the Society of Ma
gnetic Resonance in Medicine, 12th Annual Meeting,
p1400(1993) )に記載されているように、非対称スピン
エコー（ＡＳＥ）を用いることにより、上記問題を回避
することができる。

【０００５】上記文献では、ＡＳＥをエコープラナー法
に適用した非対称スピンエコーＥＰＩ法（ＡＳＥ−ＥＰ
Ｉ）について述べられている。図１にＡＳＥ−ＥＰＩ法
に用いられるパルスシーケンスの例を示す。図１におい
て、１は励起高周波パルス、２はスライス傾斜磁場、３
は反転高周波パルス、４はスライス傾斜磁場、５はリー
ドアウト傾斜磁場、６は位相エンコード傾斜磁場、７は
エコー信号列である。励起高周波パルス１とスライス傾
斜磁場２を同時に印加して、特定のスライス内の核磁化
のみを励起する。その後、上記核磁化は静磁場不均一な
どの影響を受け、位相角のバラツキを生じるが、この位
相角のバラツキの程度は励起後の時間に比例する。次に
スライス傾斜磁場２と同方向にスライス傾斜磁場４を印
加しながら反転高周波パルス３を印加して、上記励起さ
れた核磁化の位相を反転させる。

【０００６】これにより上記静磁場不均一などによる位
相角も反転するため、核磁化反転後の静磁場不均一の影
響は反転前の影響を相殺する方向に働く。続いて極性を
反転しながら周期的に強度が変化するリードアウト傾斜
磁場５を上記スライス傾斜磁場と垂直な方向に印加し、
リードアウト傾斜磁場方向の位置情報を有するエコー信
号列７を読みだす。この時、リードアウト傾斜磁場５の
極性反転に同期して、パルス状あるいは定常的な位相エ
ンコード傾斜磁場６を上記スライス傾斜磁場、リードア
ウト傾斜磁場のいずれにも垂直な方向に印加することに
より、エコー信号列７にエンコード傾斜磁場方向の位置
情報を与える。このような状況においては、励起高周波
パルス印加時に選択励起面にあった流体は、反転高周波
パルス印加時には上記面内から流出しているため、流体
部位からはエコー信号となる横磁化は発生しない。

【０００７】さて、エンコード傾斜磁場の印加量の和が
ゼロとなるエコーをゼロエンコードエコーと呼ぶことに
する。ここで、印加量とは印加時間と印加強度の積であ
る。通常のスピンエコーＥＰＩ法（ＳＥ−ＥＰＩ）で
は、ゼロエンコードエコーに及ぼす静磁場不均一の影響
をゼロとするため、励起高周波パルスと反転高周波パル
ス間の時間ｔ１と、反転高周波パルスとゼロエンコード
エコー間の時間ｔ２を等しくする。一方、ＡＳＥ−ＥＰ
Ｉではｔ１≠ｔ２とすることにより、大血管による信号
への寄与を低減したままで、静磁場不均一の影響を信号
に付加することができる。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】ＡＳＥを用いた脳機能
計測では、静脈などの血管による信号への寄与は抑制さ
れるが、ＧＥに比べると静磁場均一の変化に対する信号
変化率が小さいため、活性化部位の抽出能力が犠牲にな
るという問題があった。本発明は、この問題を解決する
べく考案されたものであり、脳の活性化部位の抽出能力
を低下させずに、血管の影響を十分抑制可能な脳機能の
計測方法を提供することを目的とする。

【０００９】

【課題を解決するための手段】上記課題を解決するため
に、励起高周波パルス印加後にグラディエントエコーを
計測し、その後反転高周波パルスを印加した後に非対称
スピンエコーを計測し、上記グラディエントエコーによ
り得られたＭＲＩ画像から、特定の刺激に対する相関画
像Ａを求め、さらに上記非対称スピンエコーにより得ら
れたＭＲＩ画像から、特定の刺激に対する相関画像Ｂを
求め、相関画像Ｂにおいて一定の閾値に満たない画素に
対しては画素値をゼロとし、その他の画素については相
関画像Ａの画素値を代入して、新たな相関画像を得る。

【００１０】上記課題を解決する他の方法は、励起高周
波パルス印加後にグラディエントエコーを計測し、その
後反転高周波パルスを印加した後に非対称スピンエコー
を計測し、上記グラディエントエコーにより得られたＭ
ＲＩ画像から、特定の刺激に対する相関画像Ａを求め、
さらに上記グラディエントエコーにより得られたＭＲＩ
画像と上記非対称スピンエコーにより得られたＭＲＩ画
像の減算から流体部位の画像を求め、流体部位の画像に
おいて一定の閾値を超える画素に対しては画素値をゼロ
とし、その他の画素については相関画像Ａの画素値を代
入して、新たな相関画像を得る。

【００１１】上記課題を解決するさらなる他の方法は、
励起高周波パルス印加後にグラディエントエコーを計測
し、その後反転高周波パルスを印加した後に非対称スピ
ンエコーを計測し、上記グラディエントエコーにより得
られたＭＲＩ画像から、特定の刺激に対する相関画像Ａ
を求め、さらに上記非対称スピンエコーにより得られた
ＭＲＩ画像から静止部位の画像を求め、静止部位の画像
において一定の閾値に満たない画素に対しては、相関画
像Ａの画素値をゼロとして、新たな相関画像を得る。

【００１２】

【作用】本発明の脳機能計測方法では、励起高周波パル
スを印加してから反転高周波パルスを印加するまでの間
に、流体が選択励起された平面内から流出する効果を利
用する。反転高周波パルスを印加する前に計測したグラ
ディエントエコー（ＧＥ）により得られたＭＲＩ画像
は、血管など流体部位と静止部位の画像の和であり、反
転高周波パルスを印加した後に計測したスピンエコー
（ＳＥ）により得られたＭＲＩ画像は静止部位の画像と
なる。従来技術の非対称スピンエコー（ＡＳＥ）を用い
た場合にも、ほぼ同様の効果が得られる。つまり、ＡＳ
Ｅにより得られたＭＲＩ画像から特定の刺激に対する相
関画像Ｔｓを求めると、活性化部位の抽出能力は低い
が、大血管による寄与はほとんど無いと考えられる。一
方、ＧＥにより得られたＭＲＩ画像から特定の刺激に対
する相関画像Ｔｇを求めると、大血管などの流体部位に
よる寄与が活性化部位と同程度以上になることも起こり
うる。

【００１３】従って、相関画像Ｔｇにおいて上記刺激と
の相関が高いと判断された画素であっても、相関画像Ｔ
ｓにおいて画素値が一定の閾値に達しない場合には、流
体部位であると見做して画素値をゼロとし、その他の画
素については相関画像Ｔｇの画素値を代入して新たに作
成した相関画像Ｔｃを用いて活性化領域の抽出を行うこ
とにより、活性化部位の抽出能力を低下させることな
く、血管などの影響を除去することができる。

【００１４】また、ＧＥにより得られたＭＲＩ画像とＡ
ＳＥにより得られたＭＲＩ画像との減算から流体部位の
画像が得られるので、相関画像Ｔｇにおいて上記刺激と
の相関が高いと判断された画素であっても、上記流体部
位の画像において画素値が一定の閾値を超える場合に
は、相関画像の画素値をゼロとし、その他の画素につい
ては相関画像Ｔｇの画素値を代入して新たに作成した相
関画像Ｔｃを用いて活性化領域の抽出を行うことによ
り、活性化部位の抽出能力を低下させることなく、血管
などの影響を除去することができる。

【００１５】また、ＡＳＥにより得られたＭＲＩ画像
は、ほぼ静止部位の画像であると考えられるので、相関
画像Ｂにおいて上記刺激との相関が高いと判断された画
素であっても、上記静止部位の画像において画素値が一
定の閾値に達しない場合には、相関画像の画素値をゼロ
とし、その他の画素については相関画像Ｔｇの画素値を
代入して新たに作成した相関画像Ｔｃを用いて活性化領
域の抽出を行うことにより、活性化部位の抽出能力を低
下させることなく、血管などの影響を除去することがで
きる。

【００１６】

【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明
する。図２は核磁気共鳴を用いた検査装置の一例を示す
構成図である。図２において、８は静磁場を発生するコ
イル、９は傾斜磁場を発生するコイル、１０は検査対象
であり、この検査対象はコイル８および９内に配置され
る。シーケンサ１１は傾斜磁場電源１２、高周波発信器
１３に命令を送り、傾斜磁場および高周波パルスを検査
対象に印加する。高周波パルスは、高周波変調器１４、
高周波増幅器１５を経て高周波送信器１６により、検査
対象１０に印加される。検査対象１０から発生した信号
は受信器１７によって受波され、増幅器１８、位相検波
器１９、ＡＤ変換器２０を通ってＣＰＵ２１に送られ、
ここで信号処理が行われる。必要に応じて、記憶媒体２
２に信号や測定条件を記憶させることもできる。

【００１７】図３に、本発明を実施するためのパルスシ
ーケンスの一例を示す。図３において、２３は励起高周
波パルス、２４はスライス傾斜磁場、２５はリードアウ
ト傾斜磁場、２６は位相エンコード傾斜磁場、２７はグ
ラディエントエコー信号系列、２８は反転高周波パル
ス、２９はスライス傾斜磁場、３０はリードアウト傾斜
磁場、３１は位相エンコード傾斜磁場、３２はスピンエ
コー信号系列である。励起高周波パルス２３とスライス
傾斜磁場２４を同時に印加して、特定のスライス内の核
磁化のみを励起する。その後、上記の核磁化は静磁場不
均一などの影響を受け、位相角のバラツキを生じるが、
この位相角のバラツキの程度は励起から信号検出までの
時間に比例する。一定の時間の後に、極性を反転させな
がら周期的に強度が変化するリードアウト傾斜磁場２５
をスライス傾斜磁場２４と垂直方向に印加し、リードア
ウト傾斜磁場方向の位置情報を有するグラディエントエ
コー信号系列２７を読みだす。この時、リードアウト傾
斜磁場２５の極性反転に同期して、パルス状あるいは定
常的な位相エンコード傾斜磁場２６をスライス傾斜磁場
とリードアウト傾斜磁場のいずれにも垂直な方向に印加
することにより、グラディエントエコー信号系列２７に
位相エンコード傾斜磁場方向の位置情報を与える。グラ
ディエントエコー信号系列２７の位相は、励起後の時間
に比例して静磁場不均一などの影響を受ける。従って、
特定の刺激に関連する脳の領野近傍で、酸化Ｈｂと還元
Ｈｂの比率が変化することにより静磁場分布が変化する
と、グラディエントエコー信号系列２７から得られる画
像において信号量の変化として反映される。

【００１８】次に反転高周波パルス２８とスライス傾斜
磁場２９を同時に印加して、上記の励起を行った領域と
同一の領域の核磁化の位相を反転させる。これにより上
記の静磁場不均一による位相角も反転するため、核磁化
反転後の静磁場不均一の影響は反転前の影響を相殺する
方向に働く。ただし、励起高周波パルス印加時に選択励
起面内にあった流体は、反転高周波パルス印加時には上
記の面内から流出しているため、流体部位からはエコー
信号となる横磁化は発生しない。続いて極性を反転させ
ながら周期的に強度が変化するリードアウト傾斜磁場３
０を印加し、リードアウト傾斜磁場方向の位置情報を有
するスピンエコー信号系列３２を読みだす。この時、リ
ードアウト傾斜磁場３０の極性反転に同期して、パルス
状あるいは定常的な位相エンコード傾斜磁場３１を印加
することにより、スピンエコー信号系列３２に位相エン
コード傾斜磁場方向の位置情報を与える。前述の理由に
より、上記のスピンエコー信号系列から得られる画像
は、静止部位のみを含んでいる。

【００１９】励起高周波パルスと反転高周波パルス間の
時間ｔ１と、反転高周波パルスとゼロエンコードエコー
間の時間ｔ２は時間εだけ異なっており、この間に静磁
場不均一の影響を受けるため、特定の刺激に関連する脳
の領野近傍で、酸化Ｈｂと還元Ｈｂの比率が変化するこ
とにより静磁場不均一分布が変化すると、スピンエコー
信号系列３２から得られる画像において信号量の変化と
して反映される。

【００２０】図４に、本発明を実施するためのパルスシ
ーケンスの他の一例を示す。図４において、３３は励起
高周波パルス、３４はスライス傾斜磁場、３５は位相エ
ンコード傾斜磁場、３６はリードアウト傾斜磁場、３７
はグラディエントエコー信号、３８は反転高周波パル
ス、３９はスライス傾斜磁場、４０はリードアウト傾斜
磁場、４１はスピンエコー信号である。励起高周波パル
ス３３とスライス傾斜磁場３４を同時に印加して、特定
のスライス内の核磁化のみを励起する。次に位相エンコ
ード傾斜磁場３５を印加することにより、上記の核磁化
に位相エンコード傾斜磁場方向の位置情報を与える。そ
の後、上記の核磁化は静磁場不均一などの影響を受け、
位相角のバラツキを生じるが、この位相角のバラツキの
程度は励起後の時間に比例する。一定の時間の後に、リ
ードアウト傾斜磁場３６を印加し、リードアウト傾斜磁
場方向の位置情報を有するグラディエントエコー信号３
７を読みだす。グラディエントエコー信号系列３７の位
相は、励起から信号検出までの時間に比例して静磁場不
均一などの影響を受ける。

【００２１】従って、特定の刺激に関連する脳の領野近
傍で、酸化Ｈｂと還元Ｈｂの比率が変化することにより
静磁場不均一分布が変化すると、グラディエントエコー
信号３７から得られる画像において信号量の変化として
反映される。次に反転高周波パルス３８とスライス傾斜
磁場３９を同時に印加して、上記の励起を行った領域と
同一の領域の核磁化の位相を反転させる。これにより上
記の静磁場不均一による位相角も反転するため、核磁化
反転後の静磁場不均一の影響は反転前の影響を相殺する
方向に働く。ただし、励起高周波パルス印加時に選択励
起面内にあった流体は、反転高周波パルス印加時には上
記の面内から流出しているため、流体部位からはスピン
エコー信号となる横磁化は発生しない。続いてリードア
ウト傾斜磁場４０を印加し、リードアウト傾斜磁場方向
の位置情報を有するスピンエコー信号４１を読みだす。
この時、スピンエコー信号４１に対する位相エンコード
傾斜磁場方向の位置情報は、上記の位相エンコード傾斜
磁場３５により与えられている。

【００２２】以上の操作を上記の位相エンコード傾斜磁
場の強度あるいは印加時間を変化させながら、所望の回
数繰り返し、グラディエントエコー画像およびスピンエ
コー画像の再構成に必要なエコー信号を取得する。前述
の事情により、上記のスピンエコー信号から得られる画
像は静止部位のみを含んでいる。励起高周波パルスと反
転高周波パルス間の時間ｔ１と、反転高周波パルスとゼ
ロエンコードエコー間の時間ｔ２は時間εだけ異なって
おり、この間に静磁場不均一の影響を受けるため、特定
の刺激に関連する脳の領野近傍で、酸化Ｈｂと還元Ｈｂ
の比率が変化することにより静磁場分布が変化すると、
スピンエコー信号４１から得られる画像において信号量
の変化として反映される。

【００２３】図３のパルスシーケンスはエコープラナー
法を用いたもので、１００ｍｓ程度で１枚ずつのグラデ
ィエントエコー画像およびスピンエコー画像の再構成に
必要なエコー信号を計測することができる。これに対
し、通常法を用いた図４のパルスシーケンスでは、１枚
ずつのグラディエントエコー画像およびスピンエコー画
像の再構成に必要なエコー信号を計測する時間は１０ｓ
程度である。

【００２４】検査対象に光を見せるなどの刺激を与えな
がら、以上のパルスシーケンスを用いて複数の信号系列
を計測する。たとえば、最初の６０秒間は安静状態と
し、次の６０秒間で刺激を与え、次の６０秒間は再び安
静状態として、その間に３秒毎に１セットのグラディエ
ントエコー信号系列と、スピンエコー信号系列とを計測
する。

【００２５】図４のパルスシーケンスのように時間のか
かる計測法では、上記の計測間隔はさらに長くなる。こ
れらのエコー信号系列を像再構成して得られた時系列画
像を用いて、上記の刺激と同期して信号が増加する部位
を活性化部位として抽出する。このような抽出におい
て、ｔ検定などの有意差検定法が用いられている。ｔ検
定を用いた脳機能計測では、各画素毎に（数１）で表さ
れるｔ値を計算し、ｔ値を画素値とする画像（ｔ画像）
をもとに活性化部位の抽出を行う。

【００２６】

【数１】 ｔ＝（ｍｓ（ｎ）−ｍｒ（ｎ））／｛√〈（ｓｓ（ｎ）＋ｓｒ（ｎ））／ （ｎｓ＋ｎｒ−２）〉√〈１／ｎｓ＋１／ｎｒ〉｝ …（数１） ここで、ｎは全画像枚数、ｎｓは刺激時の画像枚数、ｎ
ｒは安静時の画像枚数、ｍｓ（ｎ）は刺激時の信号平均
値、ｍｒ（ｎ）は安静時の信号平均値、ｓｓ（ｎ）は刺
激時の信号偏差平方和、ｓｒ（ｎ）は安静時の信号偏差
平方和である。ｔ値が大きい部位は刺激による活性化部
位である可能性が高い。なお、（数１）において、√記
号はカッコ〈 〉内の平方根をとるものとする。

【００２７】グラディエントエコー信号から得られる画
像では流体部位の寄与が大きいため、上記のｔ画像など
を用いて活性化部位を抽出する際に、大血管などの流体
部位を活性化部位として見誤る危険がある。一方、スピ
ンエコーでは刺激に由来する信号変化が小さいため、ノ
イズによる変動が大きい場合には活性化部位の抽出は困
難となる反面、血管などのような流体部分は原画像にお
ける信号強度が小さいため、スピンエコー信号から得ら
れるｔ画像（Ｔｓとする）においても画素値が小さくな
るものと予想される。そこで図５に示すように、画像Ｔ
ｓの画素値がある閾値Ｔｈ１よりも小さい画素に対して
は画素値を特定の範囲の値とし、その他の画素に対して
はグラディエントエコー信号から得られるｔ画像（Ｔｇ
とする）の画素値あるいはＴｇの画素値に比例する値を
代入して作成した新たなｔ画像（Ｔｃとする）を用いて
活性化部位の抽出を行えば、血管などの流体部位の影響
を除去することができる。この場合、上記の特定の範囲
の値は、活性化部位ではないことが識別可能な値であ
り、たとえばゼロとする。

【００２８】本発明を実現する他の実施例では、上記の
実施例と同様に図３あるいは図４のパルスシーケンスを
用いて、グラディエントエコー信号およびスピンエコー
信号を計測する。ただし、この場合は前記のεはゼロで
良い。さて、励起高周波パルス印加時に選択励起面内に
あった流体は、反転高周波パルス印加時には上記の面内
から流出しているため、流体部位からはエコー信号とな
る横磁化は発生しない。従って、上記の反転パルスによ
り生じたスピンエコー信号をフーリエ変換した結果得ら
れる画像は、静止部位の画像と言って良い。そこで図６
に示すように、上記の静止部位の画像Ｉｓの画素値があ
る閾値Ｔｈ２よりも小さい画素に対しては画素値を特定
の範囲の値とし、その他の画素に対してはグラディエン
トエコー信号から得られる画像Ｔｇの画素値あるいはＴ
ｇの画素値に比例する値を代入して作成した新たな画像
Ｔｃを用いて活性化部位の抽出を行えば、血管などの流
体部位の影響を除去することができる。この場合、上記
の特定の範囲の値は、活性化部位ではないことが識別可
能な値であり、たとえばゼロとする。

【００２９】本発明を実現する他の実施例では、上記の
実施例と同様に図３あるいは図４のパルスシーケンスを
用いて、グラディエントエコー信号およびスピンエコー
信号を計測する。ただし、この場合は前記のεはゼロで
良い。上記の実施例では、スピンエコー信号をフーリエ
変換した結果得られる画像が静止部位の画像であること
を利用したが、同様にして流体部位の画像を求め、これ
を用いて画像Ｔｇから流体部位の影響を除去することが
できる。グラディエントエコー信号は流体部位の信号も
静止部位の信号も含んでいるため、グラディエントエコ
ー画像からスピンエコー画像を減算することにより、流
体部位の画像が得られる。ただし、図３あるいは図４の
パルスシーケンスでは、グラディエントエコー信号を計
測してからスピンエコー信号を計測するまでに１００ｍ
ｓ程度の時間遅れがあるため、緩和の影響が異なる。縦
緩和による信号減衰は比較的遅いが、横緩和による信号
減衰の時定数（横緩和時間）は人体頭部で１００ｍｓ程
度であるから、適当な補正を行った後に減算を行うこと
が望ましい。横緩和時間は組織により異なるが、ここで
は一様な値Ｔ2を持つものとすると、スピンエコー信号
の計測時ではグラディエントエコー信号の計測時に比
べ、横緩和による信号減衰が生じており、その係数はｅ
ｘｐ（−ｔ／Ｔ2）で与えられる。ここで、ｔはグラデ
ィエントエコー信号とスピンエコー信号における、ゼロ
エンコードエコー間の時間である。

【００３０】図７に示すように、上記の流体部位の画像
Ｉｆの画素値がある閾値Ｔｈ３以上である画素に対して
は画素値を特定の範囲の値とし、その他の画素に対して
はグラディエントエコー信号から得られる画像Ｔｇの画
素値あるいはＴｇの画素値に比例する値を代入して作成
した新たな画像Ｔｃを用いて活性化部位の抽出を行え
ば、血管などの流体部位の影響を除去することができ
る。この場合、上記の特定の範囲の値は、活性化部位で
はないことが識別可能な値であり、例えばゼロとする。

【００３１】以上の実施例では有意差検定法として、ｔ
検定を例に取って説明したが、ｚ検定など他の検定法を
用いる場合にも本方法は有効である。

【００３２】

【発明の効果】本発明では、刺激印加と安静を繰返しな
がら、複数枚のＭＲＩ画像を計測する脳機能計測におい
て、１回の励起でグラディエントエコー信号とスピンエ
コー信号を計測し、静磁場分布の変化に敏感なグラディ
エントエコー信号を用いて活性化部位を抽出するととも
に、スピンエコー信号を用いて静止部位の位置情報を検
出し、上記の活性化部位の抽出において血管などの流体
部位を活性化部位と見誤る危険を回避することができ
る。

【図面の簡単な説明】

【図１】従来法のパルスシーケンス。

【図２】本発明を実施するための検査装置の構成図。

【図３】本発明を実施するためのパルスシーケンス。

【図４】本発明を実施するためのパルスシーケンスの他
の例。

【図５】本発明による活性化部位抽出法を示すフロー
図。

【図６】本発明による他の活性化部位抽出法を示すフロ
ー図。

【図７】本発明による他の活性化部位抽出法を示すフロ
ー図。

【符号の説明】

１…励起高周波パルス、２…スライス傾斜磁場、３…、
反転高周波パルス、４…スライス傾斜磁場、５…リード
アウト傾斜磁場、６…位相エンコード傾斜磁場、７…エ
コー信号系列、８…静磁場を発生するコイル、９…傾斜
磁場を発生するコイル、１０…検査対象、１１…シーケ
ンサ、１２…傾斜磁場電源、１３…高周波発信器、１４
…高周波変調器、１５…高周波増幅器、１６…高周波送
信器、１７…受信器、１８…増幅器、１９…位相検波
器、２０…ＡＤ変換器、２１…ＣＰＵ、２２…記憶媒
体、２３…励起高周波パルス、２４…スライス傾斜磁
場、２５…リードアウト傾斜磁場、２６…位相エンコー
ド傾斜磁場、２７…グラディエントエコー信号系列、２
８…反転高周波パルス、２９…スライス傾斜磁場、３０
…リードアウト傾斜磁場、３１…位相エンコード傾斜磁
場、３２…スピンエコー信号系列、３３…励起高周波パ
ルス、３４…スライス傾斜磁場、３５…位相エンコード
傾斜磁場、３６…リードアウト傾斜磁場、３７…グラデ
ィエントエコー信号、３８…反転高周波パルス、３９…
スライス傾斜磁場、４０…リードアウト傾斜磁場、４１
…スピンエコー信号。

フロントページの続き (51)Int.Cl.⁶ 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｇ０１Ｎ 24/08 ５１０ Ｙ Ｇ０６Ｆ 15/62 ３９０ Ｃ

Claims (12)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】検査対象に第１のスライス傾斜磁場を印加
   しながら励起高周波パルスを印加する第１のサブステッ
   プと、極性を反転しながらほぼ周期的に強度が変化する
   第１のリードアウト傾斜磁場を印加し、前記極性反転に
   同期して第１の位相エンコード傾斜磁場を印加すること
   により、前記検査対象から発生するエコー信号列Ｅ１を
   収集する第２のサブステップと、前記検査対象に第２の
   スライス傾斜磁場を印加しながら反転高周波パルスを印
   加し、極性を反転しながらほぼ周期的に強度が変化する
   第２のリードアウト傾斜磁場を印加し、前記極性反転に
   同期して第２の位相エンコード傾斜磁場を印加すること
   により、前記検査対象から発生するエコー信号列Ｅ２を
   収集する第３のサブステップからなるパルスシーケンス
   を、前記検査対象に特定の刺激を印加しながら複数回繰
   り返す第１のステップと、前記複数のエコー信号列Ｅ
   １、Ｅ２から時系列画像Ｆ１、Ｆ２を得る第２のステッ
   プと、前記時系列画像Ｆ１、Ｆ２における各画素の信号
   変化と前記特定の刺激との相関の大きさを示す相関画像
   Ｓ１、Ｓ２を得る第３のステップと、前記相関画像Ｓ２
   上で特定の閾値に満たない画素に対しては画素値を特定
   の範囲の値とし、その他の画素については前記相関画像
   Ｓ１の画素値あるいは該画素値に比例する値を代入して
   相関画像Ｓ３を得る第４のステップとからなることを特
   徴とする核磁気共鳴を用いた脳機能計測方法。
2. 【請求項２】検査対象に第１のスライス傾斜磁場を印加
   しながら励起高周波パルスを印加する第１のサブステッ
   プと、位相エンコード傾斜磁場を印加し、第１のリード
   アウト傾斜磁場を印加することにより、前記検査対象か
   ら発生するエコー信号Ｅ１を収集する第２のサブステッ
   プと、第２のスライス傾斜磁場を印加しながら反転高周
   波パルスを印加し、第２のリードアウト傾斜磁場を印加
   することにより、前記検査対象から発生するエコー信号
   Ｅ２を収集する第３のサブステップを、第２のサブステ
   ップにおける前記位相エンコード傾斜磁場の強度あるい
   は印加時間を変化させながら、所定の回数繰り返すパル
   スシーケンスを、前記検査対象に特定の刺激を印加しな
   がら複数回繰り返す第１のステップと、前記複数のエコ
   ー信号Ｅ１、Ｅ２から時系列画像Ｆ１、Ｆ２を得る第２
   のステップと、前記時系列画像Ｆ１、Ｆ２における各画
   素の信号変化と前記特定の刺激との相関の大きさを示す
   相関画像Ｓ１、Ｓ２を得る第３のステップと、前記相関
   画像Ｓ２上で特定の閾値に満たない画素に対しては画素
   値を特定の範囲の値とし、その他の画素については前記
   相関画像Ｓ１の画素値あるいは該画素値に比例する値を
   代入して相関画像Ｓ３を得る第４のステップとからなる
   ことを特徴とする核磁気共鳴を用いた脳機能計測方法。
3. 【請求項３】前記エコー信号列Ｅ２のうちで前記位相エ
   ンコード傾斜磁場の印加量の総和がゼロとなるエコー
   と、前記反転高周波パルスとの時間間隔と、前記励起高
   周波パルスと前記反転高周波パルスとの時間間隔とが異
   なることを特徴とする請求項１に記載の核磁気共鳴を用
   いた脳機能計測方法。
4. 【請求項４】前記エコー信号Ｅ２と前記反転高周波パル
   スとの時間間隔が、前記励起高周波パルスと前記反転高
   周波パルスとの時間間隔とが異なることを特徴とする請
   求項２に記載の核磁気共鳴を用いた脳機能計測方法。
5. 【請求項５】検査対象に第１のスライス傾斜磁場を印加
   しながら励起高周波パルスを印加する第１のサブステッ
   プと、極性を反転しながらほぼ周期的に強度が変化する
   第１のリードアウト傾斜磁場を印加し、前記反転に同期
   して第１の位相エンコード傾斜磁場を印加することによ
   り、前記検査対象から発生するエコー信号列Ｅ１を収集
   する第２のサブステップと、前記検査対象に第２のスラ
   イス傾斜磁場を印加しながら反転高周波パルスを印加
   し、極性を反転しながらほぼ周期的に強度が変化する第
   ２のリードアウト傾斜磁場を印加し、前記極性反転に同
   期して第２の位相エンコード傾斜磁場を印加することに
   より、前記検査対象から発生するエコー信号列Ｅ２を収
   集する第３のサブステップからなるパルスシーケンス
   を、前記検査対象に特定の刺激を印加しながら複数回繰
   り返す第１のステップと、前記複数のエコー信号列Ｅ
   １、Ｅ２から時系列画像Ｆ１、Ｆ２を得る第２のステッ
   プと、前記時系列画像Ｆ１における各画素の信号変化と
   前記特定の刺激との相関の大きさを示す相関画像Ｓ１を
   得る第３のステップと、前記時系列画像Ｆ１の中の１枚
   あるは複数枚の平均画像Ｆ３と、前記時系列画像Ｆ２の
   中の１枚あるは複数枚の平均画像Ｆ４との減算から流体
   部位の画像Ｆ５を得る第４のステップと、該流体部位の
   画像Ｆ５上で特定の閾値を超える画素に対しては画素値
   を特定の範囲の値とし、その他の画素については前記相
   関画像Ｓ１の画素値あるいは該画素値に比例する値を代
   入して相関画像Ｓ３を得る第５のステップとからなるこ
   とを特徴とする核磁気共鳴を用いた脳機能計測方法。
6. 【請求項６】検査対象に第１のスライス傾斜磁場を印加
   しながら励起高周波パルスを印加する第２のサブステッ
   プと、極性を反転しながら周期的に強度が変化する第１
   のリードアウト傾斜磁場を印加し、前記反転に同期して
   第１の位相エンコード傾斜磁場を印加することにより、
   前記検査対象から発生するエコー信号列Ｅ１を収集する
   第２のサブステップと、前記検査対象に第２のスライス
   傾斜磁場を印加しながら反転高周波パルスを印加し、極
   性を反転しながら周期的に強度が変化する第２のリード
   アウト傾斜磁場を印加し、前記極性反転に同期して第２
   の位相エンコード傾斜磁場を印加することにより、前記
   検査対象から発生するエコー信号列Ｅ２を収集する第３
   のサブステップからなるパルスシーケンスを、前記検査
   対象に特定の刺激を印加しながら複数回繰り返す第１の
   ステップと、前記複数のエコー信号列Ｅ１、Ｅ２から時
   系列画像Ｆ１、Ｆ２を得る第２のステップと、前記時系
   列画像Ｆ１における各画素の信号変化と前記特定の刺激
   との相関の大きさを示す相関画像Ｓ１を得る第３のステ
   ップと、前記時系列画像Ｆ２の中の１枚あるは複数枚の
   平均画像Ｆ４から静止部位の画像Ｆ６を得る第４のステ
   ップと、該静止部位の画像Ｆ６上で特定の閾値に満たな
   い画素に対しては画素値を特定の範囲の値とし、その他
   の画素については前記相関画像Ｓ１の画素値あるいは該
   画素値に比例する値を代入して相関画像Ｓ３を得る第５
   ステップとからなることを特徴とする核磁気共鳴を用い
   た脳機能計測方法。
7. 【請求項７】検査対象に第１のスライス傾斜磁場を印加
   しながら励起高周波パルスを印加する第１のサブステッ
   プと、位相エンコード傾斜磁場を印加し、第１のリード
   アウト傾斜磁場を印加することにより、前記検査対象か
   ら発生するエコー信号Ｅ１を収集する第２のサブステッ
   プと、前記検査対象に第２のスライス傾斜磁場を印加し
   ながら反転高周波パルスを印加し、第２のリードアウト
   傾斜磁場を印加することにより、前記検査対象から発生
   するエコー信号Ｅ２を収集する第３のサブステップを、
   前記第２のサブステップにおける前記位相エンコード傾
   斜磁場の強度あるいは印加時間を変化させながら、所定
   の回数繰り返すパルスシーケンスを、前記検査対象に特
   定の刺激を印加しながら複数回繰り返す第１のステップ
   と、前記複数のエコー信号Ｅ１、Ｅ２から時系列画像Ｆ
   １、Ｆ２を得る第２のステップと、前記時系列画像Ｆ１
   における各画素の信号変化と前記特定の刺激との相関の
   大きさを示す相関画像Ｓ１を得る第３のステップと、前
   記時系列画像Ｆ１の中の１枚あるは複数枚の平均画像Ｆ
   ３と、前記時系列画像Ｆ２の中の１枚あるは複数枚の平
   均画像Ｆ４との減算から流体部位の画像Ｆ５を得る第４
   のステップと、該静止部位の画像Ｆ６上で特定の閾値に
   満たない画素に対しては画素値を特定の範囲の値とし、
   その他の画素については前記相関画像Ｓ１の画素値ある
   いは該画素値に比例する値を代入して相関画像Ｓ３を得
   る第５のステップとからなることを特徴とする核磁気共
   鳴を用いた脳機能計測方法。
8. 【請求項８】検査対象に第１のスライス傾斜磁場を印加
   しながら励起高周波パルスを印加する第１のサブステッ
   プと、位相エンコード傾斜磁場を印加し、第１のリード
   アウト傾斜磁場を印加することにより、前記検査対象か
   ら発生するエコー信号Ｅ１を収集する第２のサブステッ
   プと、前記検査対象に第２のスライス傾斜磁場を印加し
   ながら反転高周波パルスを印加し、第２のリードアウト
   傾斜磁場を印加することにより、前記検査対象から発生
   するエコー信号Ｅ２を収集する第３のサブステップを、
   前記第２のサブステップにおける前記位相エンコード傾
   斜磁場の強度あるいは印加時間を変化させながら、所定
   の回数繰り返すパルスシーケンスを、前記検査対象に特
   定の刺激を印加しながら複数回繰り返す第１のステップ
   と、前記複数のエコー信号Ｅ１、Ｅ２から時系列画像Ｆ
   １、Ｆ２を得る第２のステップと、前記時系列画像Ｆ１
   における各画素の信号変化と前記特定の刺激との相関の
   大きさを示す相関画像Ｓ１を得る第３のステップと、前
   記時系列画像Ｆ２の中の１枚あるは複数枚の平均画像Ｆ
   ４から静止部位の画像Ｆ６を得る第４のステップと、該
   静止部位の画像Ｆ６上で特定の閾値に満たない画素に対
   しては画素値を特定の範囲の値とし、その他の画素につ
   いては前記相関画像Ｓ１の画素値あるいは該画素値に比
   例する値を代入して相関画像Ｓ３を得る第５のステップ
   とからなることを特徴とする核磁気共鳴を用いた脳機能
   計測方法。
9. 【請求項９】反転高周波パルスが作用する領域は、前記
   励起高周波パルスにより励起される領域と同一であるこ
   とを特徴とする請求項１、２、５、６、７、８のいずれ
   かに記載の核磁気共鳴を用いた脳機能計測方法。
10. 【請求項１０】前記第４のステップにおける特定の範囲
    の値は、前記特定の刺激との相関が無いものと判断され
    る範囲の値であることを特徴とする請求項１、請求項２
    のいずれかにの記載核磁気共鳴を用いた脳機能計測方
    法。
11. 【請求項１１】前記第５のステップにおける特定の範囲
    の値は、前記特定の刺激との相関が無いものと判断され
    る範囲の値であることを特徴とする請求項５から請求項
    ８のいずれかに記載の核磁気共鳴を用いた脳機能計測方
    法。
12. 【請求項１２】前記第４のステップにおいて流体部位の
    画像Ｆ５を得るステップは、前記時系列画像Ｆ１の中の
    １枚あるいは複数枚の平均画像Ｆ３と、前記時系列画像
    Ｆ２の中の１枚あるいは複数枚の平均画像Ｆ４におい
    て、横緩和等の影響を補正した後に減算を行うことを特
    徴とする請求項５、７のいずれかに記載の核磁気共鳴を
    用いた脳機能計測方法。