JP4890945B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴（以下、ＮＭＲという）信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を画像化する磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩという）装置に関し、特に、オーバーハウザー効果を使って電子スピン共鳴（以下、「ＥＳＲ」という）情報を反映した画像を撮像することができるＭＲＩ装置に関する。

生体内の酸化還元反応系（レドックス）動態を知るのに適した方法として、ＥＳＲ信号を取得する方法が研究されている。しかしながら、電子スピンは、緩和時間が短く、生体中の試料のＥＳＲ信号そのものを画像するのは困難である。そこで、生体内の試料をまずＥＳＲにより励起し、電子スピンの励起エネルギーをオーバーハウザー効果によりプロトン核に遷移させ、プロトン核磁気遷移状態が励起状態になったならば、この励起状態が減衰する前にプロトンのＭＲＩを行って画像化すること（ＥＳＲ−ＭＲＩ）が提案されている（特許文献１）。

このようにＥＳＲとＭＲＩを組み合わせて画像化する装置は、ＥＳＲ−ＭＲＩ装置もしくはプロトン電子２重共鳴画像装置ＰＥＤＲＩ（ｐｒｏｔｏｎ−ｅｌｅｃｔｒｏｎ ｄｏｕｂｌｅ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ）と呼ばれている。特許文献１に記載のＥＳＲ−ＭＲＩ装置は、１つの静磁場発生装置で発生する磁場強度を切り換え可能な構成とし、ＥＳＲ用の静磁場を試料に印加した状態で高周波磁場を照射して電子スピンを励起した後、ＭＲＩ用の静磁場に切り換えることにより、試料を移動させることなくＭＲＩにより撮像する構成を開示している。

また、ＥＳＲ装置とＭＲＩ装置とを別々に備え、ＥＳＲ装置で電子スピンを励起した試料をＭＲＩ装置に移動させて撮像する構成の装置も知られている。

ＥＳＲ−ＭＲＩを行うために、生体内に注入する標識試料の一例として、ニトロキシルラジカルが生体内のレドックス代謝に感受性が高いことを利用したニトロキシルプローブ（¹⁴Ｎ、¹⁵Ｎ）がある。ニトロキシルプローブを生体内に注入し、ＥＳＲ−ＭＲＩを行うことにより、細胞内外の酸化還元状態をリアルタイムで検出可能となる。具体的には、¹⁴Ｎを標識試料として利用することより、細胞内の酸化状態を画像化することができる。また、¹⁵Ｎを標識試料として利用することにより、細胞外の酸化状態を画像化することができる。¹⁴Ｎおよび¹⁵Ｎを生体内に注入し、ＥＳＲ−ＭＲＩにて¹⁴Ｎと¹⁵Ｎを同時に計測することにより、細胞内外の酸化還元状態をリアルタイムで検出可能となる。
特開２００５−１４７６９３号公報

¹⁴Ｎと¹⁵Ｎは、ＥＳＲの共振周波数が互いにわずかに異なる。このため、両プローブを励起した状態（２重共鳴）にするために、ＥＳＲ励起時の静磁場を一定にし、２種類の周波数を送信することができる高周波磁場（ＲＦ）送信系を用いる方法と、¹⁴Ｎと¹⁵Ｎの共振周波数の違いに応じて、¹⁴Ｎ励起時と¹⁵Ｎ励起時とで静磁場をわずかに変化させ、ＲＦ送信系から１種類の周波数の高周波磁場を照射する方法とがある。

しかしながら、ＥＳＲ装置とＭＲＩ装置とを近接して配置し、装置間で試料を移動させる構成のＥＳＲ−ＭＲＩ装置の場合、ＥＳＲ装置の静磁場強度を変化させると、その漏れ磁場が変化するとともに、渦電流が作る漏れ磁場も変化する。このため、近接して配置されたＭＲＩ装置の静磁場が漏れ磁場の変化によりわずかに変動するという問題が生じる。その結果、ＭＲＩ画像の画質が、¹⁴Ｎもしくは¹⁵Ｎのどちらか（または双方）について劣化する。

本発明の目的は、複数種類のＮＭＲ信号を交互に取得する際に、外部磁場からうける影響が変動しても安定なＭＲＩ画像を得ることができるＭＲＩ装置を提供することにある。

上記目的を達成するために、本発明によれば、以下のようなＭＲＩ装置が提供される。すなわち、撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生部と、撮像空間の静磁場の分布を補正するためのシム部と、撮像空間に配置された被検体に高周波磁場を照射する高周波照射部と、被検体が発生した核磁気共鳴信号を検出する高周波受信部と、高周波受信部の検出信号を演算処理し画像を構成する信号処理部と、高周波照射部と高周波受信部と信号処理部とを制御して所定の撮像パルスシーケンスを実行させる制御部とを有する。このとき、シム部は、予め定められた２種以上の静磁場分布補正量のうち、選択された補正量で補正可能な構成であり、制御部は、撮像パルスシーケンスによって、被検体中の複数の物質に関する核磁気共鳴信号を順に繰り返し取得しながら、撮像パルスシーケンスに対応した所定のタイミングでシム部に信号を出力することにより静磁場分布補正量を選択し、２種類以上の静磁場分布補正量で順に繰り返し静磁場分布を補正させる。これにより、複数種類の物質のＮＭＲ信号を順に繰り返し取得する際に、外部磁場によって静磁場分布が変動しても、これを補正することができるため、安定なＭＲＩ画像を得ることができる。

上述のシム部が補正可能な２種以上の静磁場分布補正量は、第１の外部磁界によって撮像空間に生じる第１の磁場分布を補正するための第１の補正量と、第２の外部磁界によって撮像空間に生じる第２の磁場分布を補正するための第２の補正量とを含む構成にすることができる。

複数の物質としては、¹⁴Ｎおよび¹⁵Ｎを用いることができる。この場合、第１の外部磁界は、¹⁴Ｎを電子スピン共鳴により励起するための磁界であり、第２の外部磁界は、¹⁵Ｎを電子スピン共鳴により励起するための磁界であり、制御部は、シム部に第１および第２の補正量で交互に補正を実行させることにより、¹⁴ＮのＥＳＲ情報と¹⁵ＮのＥＳＲ情報がそれぞれ反映されたＭＲＩ画像を同一断面についてそれぞれほぼ同時に取得することができる。

また、被検体を撮像空間と第１および第２の外部磁界との間で移動させる移動部を備えることにより、被検体を移動させるＥＳＲ−ＭＲＩ装置を構成することが可能になる。

以下、本発明の一実施の形態の磁気共鳴イメージング装置について、図面を参照して詳述する。
まず、図１を用いて、本実施の形態の磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置の構成を説明する。この磁気共鳴イメージング装置は、ＭＲＩ部４０と、ＭＲＩ部４０に対して所定の距離をおいて配置されたＥＳＲ部４１と、制御・信号処理系４２とを備えている。

ＭＲＩ部４０は、被検体４０１が配置される撮像空間に所定の強度（例えば０．４Ｔ）の静磁場を発生するＭＲＩ用磁石４０２と、撮像空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル４０３と、この撮像空間に高周波磁場（ＲＦ）を発生するＲＦコイル４０４と、被検体４０１が発生するＮＭＲ信号を受信するＲＦプローブ４０５とを備えている。傾斜磁場コイル４０３は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向の傾斜磁場コイルで構成され、これらは制御・信号処理系４２の傾斜磁場電源４０９にそれぞれ接続され、傾斜磁場電源４０９からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。ＲＦコイル４０４は、制御・信号処理系４２のＲＦ送信部４１０に接続されている。ＲＦコイル４０４は、ＲＦ送信部４１０の信号に応じて高周波磁場を発生する。

ＲＦプローブ４０５は、所定の共振周波数のＮＭＲ信号を受信する。例えば０．４Ｔの静磁場においては、ＲＦプローブ４０５は、１７．０ＭＨｚの共振周波数を受信するように設定されている。ＲＦプローブ４０５には、制御・信号処理系４２の信号検出部４０６が接続されており、ＲＦプローブ４０５の受信した信号を検出する。信号検出部４０６には、信号処理部４０７が接続されており、信号検出部４０６からの信号を信号処理するとともに、演算により画像を再構成する。信号処理部４０７には表示部４０８が接続されており、再構成画像を表示する。

一方、磁石４０２の撮像空間側には、シムコイル４１６が配置されている。シムコイル４１６の構造としては、多数のコイルを所定パターンで配列したもの等公知のものを用いることができる。シムコイル４１６には、制御・信号処理系４２のアクティブシム部４１５が接続されている。アクティブシム部４１５は、シムコイル４１６を構成する各コイルの電流値を制御することにより静磁場分布を微調整する。また、アクティブシム部４１５は、傾斜磁場電源４０９の出力を調整し１次シムを行うとともに、ＲＦ送信部４１０および信号検出部４０６の周波数を制御し、等価的に０次シムを行うという動作もする。このようにアクティブシム部４１５は、それぞれのシム動作によって直接的および等価的に静磁場分布を補正することができ、本実施の形態では、アクティブシム部４１５が各シム動作を併用して実現する静磁場分布補正量をシム量と呼ぶ。

傾斜磁場電源４０９、ＲＦ送信部４１０、信号検出部４０６には、制御部４１１が接続され、制御されることにより所望の撮像シーケンスを実行する。制御のタイムチャートは、一般にパルスシーケンスと呼ばれている。また、アクティブシム部４１５にも制御部４１１が接続され、撮像シーケンスに対応したタイミングで制御信号を指示することにより、所定のタイミングで所定のシム量での静磁場補正を実行させる。

次に、信号検出部４０６の一部４０６−１、４０６−２および信号処理部４０７の一部を図２を用いて説明する。図２のように、信号検出部４０６−１は、ＲＦプローブ４０５に接続されたプリアンプ３０２を備えている。信号検出部４０６−２は、ＡＤ変換・直交検波回路３０３を備え、前記プリアンプ３０２の出力に対して直交検波を行う。これらの構成は通常のＭＲＩ装置のそれと同様である。信号処理部４０７は、フーリエ変換部３０４と演算部３０５とを備え、直交検波後の信号をフーリエ変換した後、必要に応じて演算（例えば複数チャンネルから並列に信号を検出した場合の画像合成演算など）をすることにより、ＲＦプローブ４０５で検出したＭＲＩ画像を求める。

次に、ＥＳＲ部４１について説明する。ＥＳＲ部４１は、被検体４０１が配置される励起空間に所定の強度のパルス磁場を発生するＥＳＲ用磁石４１７と、励起空間に高周波磁場を発生するＥＳＲ用ＲＦコイル４１８と、ＲＦ電源４１９とを備えている。ＥＳＲ用磁石４１７は、例えば常電導磁石を用いることができる。

ＭＲＩ部４０とＥＳＲ部４１との間には、被検体移動台４１２が配置されている。被検体移動台４１２は、被検体４０１を搭載し、ＭＲＩ部４０の撮像空間とＥＳＲ部４１の励起空間との間を移動させる。

ＥＳＲ用磁石４１７とＲＦ電源４１９と被検体移動台４１２は、ＥＳＲ制御部４１４に接続されている。ＥＳＲ制御部４１４は、ＭＲＩ装置の制御部４１１からタイミング信号（トリガー信号）を受け取り、被検体移動台４１２とＥＳＲ部４１の各部４１７〜４１９を制御する。

つぎに、本実施の形態のＭＲＩ装置を用いて、ＥＳＲ情報をＭＲＩにより画像化する動作について説明する。典型的な被検体はラットやマウスであるが、原理的には、ヒトに適用することも可能である。

ここでは、被検体４０１に注入した¹⁴Ｎと¹⁵ＮとをＥＳＲ情報の取得対象とする。¹⁴ＮをＥＳＲ励起するときには、ＥＳＲ用磁石４１７の静磁場を８ｍＴとし、ＲＦコイル４１８の発生する高周波磁場周波数（共振周波数）を２５０ＭＨｚに設定する。¹⁵ＮをＥＳＲ励起するときには、ＥＳＲ用磁石４１７の静磁場を（８＋α）ｍＴとし、ＲＦコイル４１８の周波数を同じく２５０ＭＨｚに設定する。

このとき、図３に示すような磁束３０１がＥＳＲ部４１のＥＳＲ用磁石４１７に生じるため、ＥＳＲ用磁石４１７の漏れ磁場はＭＲＩ部４０のＭＲＩ用磁石４０２に達する。例えば、漏れ磁場がＥＳＲ磁場の０．１％発生すると仮定すると、¹⁴ＮをＥＳＲ励起した場合には０．００８ｍＴ、¹⁵ＮをＥＳＲ励起した場合には（８＋α）×１０^−３ｍＴの漏れ磁場がＭＲＩ用磁石４０２の撮像空間に印加される。したがって、ＥＳＲ部４１で¹⁴ＮをＥＳＲ励起後、直ちに被検体４０１をＭＲＩ部４０に移し、プロトンの核磁気共鳴周波数で励起して撮像した場合と、ＥＳＲ部４１で¹⁵ＮをＥＳＲ励起後直ちに被検体４０１をＭＲＩ部４０に移し、プロトンの核磁気共鳴周波数で励起して撮像する場合とでは、ＭＲＩ部４０における静磁場強度がα×１０^−３ｍＴ異なる。これは例えば、α＝０．１ｍＴとした場合、ＭＲＩ用磁石４０２の磁場０．４Ｔに対して、２５ｐｐｍ程度の変化となる。また、プロトンの共振周波数では、４００Ｈｚ程度の変動となる。

このようにＥＳＲ磁石４１７からの漏れ磁場は、非常に小さいが、その程度は、ＭＲＩによる画像の画質を劣化するに十分大きい。また、この漏れ磁場が、ＭＲＩ部４０のＲＦシールドや磁石４０２のポールピース内に渦電流を作るので、ＮＭＲ計測時にＥＳＲ磁石４１７を切っても渦電流による磁場変動が残る。この影響は、特にＥＳＲからＭＲ計測までの時間が数１０ｍｓ〜数１００ｍｓと短い場合顕著である。

図４は、漏れ磁場がＭＲＩ部４０の磁場内に作る付加的な磁場強度と位置との関係を具体的に示している。ＥＳＲ磁場が弱いとき（ＥＳＲ磁場Ａ）の漏れ磁場５０３と比較して、ＥＳＲ磁場が強いとき（ＥＳＲ磁場Ｂ）の漏れ磁場５０４は、オフセット量および１次の磁場変動（磁場傾斜量）が大きくなる。ＥＳＲ磁場の発生を停止させると、ＭＲＩ磁場への直接的な漏れ磁場はなくなるが、漏れ磁場５０３，５０４がＭＲＩ用磁石４０２のポールピース等に形成した渦電流により、漏れ磁場５０３，５０４に対応した残留磁場６１４，６１５が残留する。アクティブシム部４１５は、残留磁場６１４，６１５のオフセット量を０次シムによって補正し、１次の磁場変動を１次シムによって補正する。ＥＳＲ磁場Ａの残留磁場６１４を補正するための予め定めた０次および１次のシム量を合わせてシム量Ａと呼び、ＥＳＲ磁場Ｂの残留磁場６１５を補正するための予め定めた０次および１次のシム量を合わせてシム量Ｂと呼ぶ。

本発明ではこのような、外部磁場（ＥＳＲ磁場Ａ，Ｂ）による空間的に不均一な磁場変動（残留磁場６１４，６１５）を計測（エコー）ごとに安定に補正する。具体的には、ＥＳＲ磁場Ａで励起した¹⁴Ｎを撮像する際にはアクティブシム部４０９がシムコイル４１６等を制御して実現するシム量（静磁場分布の補正量）を、予め定めておいたたシム量Ａとし、ＥＳＲ磁場Ｂで励起した¹⁵Ｎを撮像する際には、アクティブシム部４０９のシム量を予め定めておいたシム量Ｂにすることにより磁場補正をアクティブに行う。これにより、どちらの被検体の測定も磁場の乱れの影響を受けずに良好な撮像が可能になる。アクティブシム部４０９へのシム量の指示は、制御部４１１が撮像パルスシーケンスに対応した所定のタイミングでおこなう。なお、制御部４１１の内蔵するメモリには、予め定められたシム量Ａ、Ｂが格納されている。アクティブシム部４０９内の内蔵するメモリには、シム量Ａ、Ｂをそれぞれ実現するための具体的なシムコイル４１６の電流値や傾斜磁場電源４０９の出力値や信号検出部４０６の周波数制御値等が格納されている。

アクティブシム部４１５のシム量Ａ，Ｂの決定方法としては、公知のアクティブシム法におけるシム量の決定方法を用いることができる。例えば、ＥＳＲ用磁石４１７から¹⁴Ｎの励起のための磁場Ａ（８ｍＴ）を発生させた後停止させた状態で、ＭＲＩ部４０の撮像空間に生じる静磁場分布を計測し、磁場歪みを補正するためのシムコイル４０３の電流値や、傾斜磁場電源４０９の出力を調整することによる１次シムや、ＲＦ送信部４１０および信号検出部４０６の周波数を制御による等価的な０次シム等のシム量Ａを定める。つぎに、ＥＳＲ用磁石４１７から¹⁵Ｎの励起のための磁場Ｂ（８＋αｍＴ）を発生させた後停止させた状態で、ＭＲＩ部４０の撮像空間に生じる静磁場分布を計測し、同様に、アクティブシム部４１５のシム量Ｂを定める。なお、アクティブシムの手法には、例えば特開２０００−３４２５５２号、特開平５−２４５１２４等に記載された種々の公知技術があるので、それらの技術を用いることも可能である。

図５を用いて、本実施の形態のＭＲＩ装置の動作の概要をさらに説明する。図５では、被検体４０１がＥＳＲ部４１側とＭＲＩ部４０側のどちらにあるか時間を追って示している。なお、図５においては、ＥＳＲ部４１における¹⁴ＮのＥＳＲ励起のための磁場をＥＳＲ磁場Ａとし、¹⁵ＮのＥＳＲ励起のための磁場をＥＳＲ磁場Ｂとして表す。

図５に示すように、当初、被検体４０１はＥＳＲ部４１側にあり、ＥＳＲ用磁石４１７からＥＳＲ磁場Ａを印加してＥＳＲ励起がなされる。励起後すぐに（１秒程度、もしくはそれ以下で）被検体移動台４１２によりＭＲＩ部４０側に被検体４０１を移す。ＥＳＲ磁場Ａの影響によるＭＲＩ部４０の静磁場の変動をアクティブシム部４１５のシム量Ａにより補正しながら、すぐにコントラストＡのＮＭＲ信号計測（エコー信号取得）を行う。なお、コントラストＡとは、ＮＭＲ信号に、¹⁴ＮのＥＳＲ励起情報が反映されていることをいう。

計測後、再び被検体４０１をＥＳＲ部４１側に戻し、ＥＳＲ磁場ＢでＥＳＲ励起がなされる。励起後すぐに（１秒程度、もしくはそれ以下で）ＭＲＩ部４０側に被検体４０１を移す。ＥＳＲ磁場Ｂの影響によるＭＲＩ部４０の静磁場の変動を、アクティブシム部４１５のシム量Ｂにより補正しながら、すぐにコントラストＢのＮＭＲ信号計測をする。これをＡＢ交互に繰り返す。なお、コントラストＢとは、ＮＭＲ信号に、¹⁵ＮのＥＳＲ励起情報が反映されていることをいう。

コントラストＡのＮＭＲ信号データから画像Ａを求め、コントラストＢのＮＭＲデータから画像Ｂを求める。画像Ａと画像Ｂは同一の撮像断面である。両画像を比較することで、同一断面同一時刻の異なる代謝画像が得られる。

このようにＥＳＲ磁場の状態に応じて、アクティブシム部４１５によるシム量をＭＲ計測ごと（エコーごと）に切り替えて行うことにより、ＥＳＲ側の磁場が異なってＭＲＩ側への影響が異なっても、どちらの画像も磁場歪みによる画質劣化がおきないという効果が得られる。

上述してきた磁場補正を行う撮像方法の具体的な撮像パルスシーケンスについて、図６を用いて具体的に説明する。図６は典型的な撮像シーケンスである２Ｄグラディエントエコーシーケンスをベースに作成したＥＳＲ−ＭＲＩシーケンスに、本発明を適用した例である。

まず、当初被検体４０１は、被検体移動台４１２によりＥＳＲ部４１側に配置されている。ＭＲＩ部４０における撮像シーケンスに先立ちトリガーパルス６１９が制御部４１１からＥＳＲ制御部４１４へ出力される。ＥＳＲ制御部４１４は、トリガーパルス６１９に対応して、ＥＳＲ用磁石４１７にパルス磁場６１２を発生させる。パルス磁場６１２は¹⁴Ｎ励起用磁場（図５のＥＳＲ磁場Ａ）であり、８ｍＴである。パルス磁場６１２の印加中に、ＥＳＲ制御部４１４はＥＳＲ用ＲＦコイル４１８にＲＦパルス６１６を発生させ、被検体４０１に照射させる。これにより、被検体４０１中の¹⁴ＮがＥＳＲ励起される。ＲＦ照射後、ＥＳＲ制御部４１４は、被検体移動台４１２に移動指示の制御信号６１０を出力し、これにより被検体４０１は、ＭＲＩ部４０側に移る。

このとき、ＥＳＲ用磁石４１７の静磁場は０に戻っているが、漏れ磁場の渦電流に起因する残留磁場６１４がＭＲＩ部４０に生じる。被検体４０１がＭＲＩ部４０側に移動したならば、撮像シーケンス（６０１−６０６）により、プロトンのＭＲＩ画像が撮像される。

撮像シーケンスは、傾斜磁場コイル４０３からスライス選択傾斜磁場パルス６０２を印加しながら、ＲＦコイル４０４からＲＦパルス６０１を照射して、所定スライスのプロトンの核磁化を励起する。続けて、スライスエンコード傾斜磁場パルス６０３と、位相エンコード傾斜磁場パルス６０４を印加した後、読み出し傾斜磁場パルス６０５を印加しながら所定のエコー時間（ＴＥ）６０７に発生するエコー信号６０６−１をＲＦプローブ４０５により取得する。このエコー信号６０６−１は、被検体中の¹⁴ＮのＥＳＲコントラスト（図５のコントラストＡ）を反映している。

この撮像シーケンスの間、ＥＳＲ部４１の磁場６１２の影響によるＭＲＩ部４０の残留磁場６１４を補正するため、制御部４１１は、アクティブシム部４１５にシム量Ａによりシミングを行うように指示する制御信号を所定のタイミングで出力する。アクティブシム部４１５は、これを受けてシムコイル４０３に補償磁場６１７を発生させるとともに、傾斜磁場の大きさを調整する等して、残留磁場６１４の影響を補償する。

エコー信号６０６終了後、ＥＳＲ制御部４１４は被検体移動台４１２に制御信号６１１を出力し、被検体４０１は再びＥＳＲ部４１側に戻る。ＥＳＲ制御部４１４は、ＥＳＲ用磁石４１７にパルス磁場６１３を発生させる。パルス磁場６１３は¹⁵Ｎ励起用磁場（図５のＥＳＲ用磁場Ｂ）であり、（８＋α）ｍＴである。パルス磁場６１３の印加中に、ＥＳＲ制御部４１４はＲＦパルス６１６を発生させ、被検体４０１に照射させる。これにより、被検体４０１中の¹⁵ＮがＥＳＲ励起される。ＲＦ照射後、ＥＳＲ制御部４１４は、被検体移動台４１２に移動指示の制御信号６１０を出力し、これにより被検体４０１は、ＭＲＩ部４０側に戻り、撮像シーケンス（６０１−６０６）が実施される。これにより、エコー信号６０６−２が取得される。このエコー信号６０６−２は、¹⁵ＮのＥＳＲコントラスト（図５のコントラストＢ）を反映している。

また、この撮像シーケンス（６０１−６０６）の実行中において、ＥＳＲ用磁石４１７の磁場６１３の影響により、ＭＲＩ部４０側には残留磁場６１５が生じる。制御部４１１は、アクティブシム部４１５にシム量Ｂによりシミングを行うように指示する制御信号を所定のタイミングで出力する。アクティブシム部４１５は、これを受けて予め定めたシム量Ｂによりシムコイル４０３に補償磁場６１７を発生させるとともに、傾斜磁場を調整する等して、残留磁場６１５の影響を補償する。

以上のパルスシーケンスは、¹⁴Ｎと¹⁵Ｎのエコー信号６０６−１および６０６−２の両方が取得される時間６０９（＝繰り返し時間６０８×２）で１セットとなる。このセットを位相エンコード数（３次元撮像の場合は、位相エンコード数×スライスエンコード数）だけエンコード量を変えながら繰り返す。エンコード数は、例えば３２、６４、１２８、２５６、５１２等の値の組み合わせが選ばれる。得られたエコーは、¹⁴Ｎのコントラストのエコー信号６０６−１と¹⁵Ｎのコントラストのエコー信号６０６−２とに分け、それぞれ２次元もしくは３次元フーリエ変換により画像化する。得られた¹⁴Ｎのコントラスト画像と¹⁵Ｎのコントラストの画像は同一の撮像断面である。よって、両画像を比較することにより、同一断面同一時刻の異なる代謝画像が得られる。

なお、上述した実施例では、撮像シーケンスとしては、一例としてグラディエントエコーシーケンスを用いる場合について説明したが、その他の撮像シーケンスを用いることも可能である。例えば、スピンエコーシーケンスや、拡散強調撮像シーケンスを用いることも可能であるし、ＦＳＥ（Ｆａｓｔ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）シーケンスを用いることもできる。また、撮像シーケンスは、ラディアルスキャンであっても良いし、２次元、３次元計測のどちらかに限定されるものではない。

また、本発明によって得られた２種類の標識試料（¹⁴Ｎ，¹⁵Ｎ）を反映した画像は、必要に応じて、重ね合わせ表示しても良いし、その重ね合わせ画像を、シネ表示することも可能である。

また、上述の実施の形態では、¹⁴Ｎや¹⁵Ｎ等の標識試料が注入された被検体４０１を移動台４１２に載せて、ＥＳＲ部４１とＭＲＩ部４０との間を移動させることによりＥＳＲコントラストを付与したが、ＥＳＲコントラストの付与の仕方は、他の方法で行うことも可能である。例えば、被検体に注入していない状態の標識試料（Ｎ，Ｆ，Ｃ等）をＥＳＲ部４１内に配置し、標識試料をＥＳＲ励起した後、細いチューブを経由して、ＭＲＩ部４０に配置された被検体４０１の血管に自動注入する方法を用いることができる。このとき、自動注入に同期してＭＲＩ部４０側で撮像シーケンスを実行するが、２種類以上の標識試料を用いる場合には、注入の度にＥＳＲ部４１では異なる標識試料の励起のためにＥＳＲ用磁場の強度を変更する必要がある。このようにＭＲＩ部４０の近くに配置したＥＳＲ部４１部４１で発生する磁場強度が変更されるような場合にも、本発明ではこれに応じてアクティブシムのシム量を変更することができるため、ＥＳＲ磁場の変動による静磁場分布の変動を補正した状態でＭＲＩによる画像取得をすることができる。

また、本実施の形態では、ＥＳＲ部４１を含んでいる構成のＭＲＩ装置に説明してきたが、本発明はこの構成に限定されるものではなく、ＥＳＲ部を含まず、別のＥＳＲ装置の近くに配置されてＥＳＲ−ＭＲＩを行うＭＲＩ装置の場合にも適用可能である。この場合もシム量Ａ，Ｂでアクティブシムを行うアクティブシム部４１５を備えることにより、同様にＥＳＲ磁場の変動の影響を補償できる。なお、予め外部のＥＳＲ装置を実際の撮像時と同様に配置して磁場の変動を計測し、シム電流値等のシム量Ａ，Ｂを決定する。

また、本実施の形態では、ＥＳＲ磁場の漏れ磁場をアクティブシムのシム量により補正することについて説明したが、本発明はＥＳＲ励起に限定されるものではなく、外部磁場によりＭＲＩ部４０の静磁場が２種類以上に変動するものであれば本発明を適用することができる。

本発明によれば、複数の物質に関連する信号を交互に取得する際に、外部磁場の影響が交互に変動しても安定なＭＲＩ画像が得られる。

本発明の一実施の形態のＭＲＩ装置の構成を示すブロック図。 図１のＭＲＩ装置の信号検出部４０６および信号処理部４０７の一部構成を示すブロック図。 図１のＭＲＩ装置において、ＥＳＲ部からＭＲＩ部に漏れ磁場が及ぶことを示す説明図。 ＥＳＲ部からＭＲＩ部へ及ぶ漏れ磁場が、ＥＳＲ磁場の大きさで変化することを示すグラフ。 図１のＭＲＩ装置でＥＳＲによる励起とＭＲＩ撮像を漏れ磁場を補正しながら行う概要を示すブロック図。 図１のＭＲＩ装置で行うＥＳＲによる励起とＭＲＩ撮像と漏れ磁場の手順を示すパルスシーケンス図。

符号の説明

４０１・・・被検体、４０２・・・ＭＲＩ用磁石、４０３・・・傾斜磁場コイル、４０４・・・ＲＦコイル、４０５・・・ＲＦプローブ、４０６・・・信号検出部、４０７・・・信号処理部、４０８・・・表示部、４０９・・・傾斜磁場電源、４１０・・・ＲＦ送信部、４１１・・・制御部、４１２・・・被検体移動体、４１７・・・ＥＳＲ用磁石、４１８・・・ＲＦコイル、４１９・・・ＲＦ電源。

Claims (4)

1. 撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生部と、前記撮像空間の静磁場の分布を補正するためのシム部と、前記撮像空間に配置された被検体に高周波磁場を照射する高周波照射部と、前記被検体が発生した核磁気共鳴信号を検出する高周波受信部と、該高周波受信部の検出信号を演算処理し画像を構成する信号処理部と、前記高周波照射部と高周波受信部と信号処理部とを制御して所定の撮像パルスシーケンスを実行させる制御部とを有し、
   前記シム部は、予め定められた２種以上の静磁場分布補正量のうち、選択された補正量で補正可能な構成であり、
   前記制御部は、前記撮像パルスシーケンスによって、前記被検体中の複数の物質に関する核磁気共鳴信号を順に繰り返し取得しながら、該撮像パルスシーケンスに対応した所定のタイミングで前記シム部に信号を出力することにより前記静磁場分布補正量を選択し、２種類以上の前記静磁場分布補正量で順に繰り返し静磁場分布を補正させることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記シム部が補正可能な前記２種以上の静磁場分布補正量は、第１の外部磁界によって前記撮像空間に生じる第１の磁場分布を補正するための第１の補正量と、第２の外部磁界によって前記撮像空間に生じる第２の磁場分布を補正するための第２の補正量とを含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記複数の物質は、¹⁴Ｎおよび¹⁵Ｎであり、前記第１の外部磁界は、¹⁴Ｎを電子スピン共鳴により励起するための磁界であり、前記第２の外部磁界は、¹⁵Ｎを電子スピン共鳴により励起するための磁界であり、前記制御部は、前記シム部に前記第１および第２の補正量で交互に補正を実行させることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項２または３に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記被検体を前記撮像空間と前記第１および第２の外部磁界との間で移動させる移動部を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
   

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