JP3497826B2 - 磁気共鳴撮像装置 - Google Patents
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Description
より画像を取得する技術(MRI)及び磁気共鳴分光曲
線を取得する技術(MRS)に関するものである。この
発明は、また、MRI又はMRSを用いた、電解液、生
体組織、人体組織等の物質の電気的な特性の空間的な分
布を測定する技術に関するものである。この発明は、ま
た、MRI又はMRSを用いた、それらの物質の内部に
おける電流の空間的な分布を測定する技術に関するもの
である。
かれた物質のもつ多くの原子核(高速で回転するのでス
ピンと呼ばれ、しかも静磁場の中では磁場強度で定まる
周波数で歳差運動をする)が外部からのRF磁場に共鳴
して歳差運動の位相をそろえ、近くに置かれた共振コイ
ルによって巨視的な誘導起電力として検出されるに至っ
た、微弱な、歳差運動と同じ周波数をもつ、典型的には
マイクロボルト程度の高周波信号のことである。(な
お、MR画像のことを MR Image、略してMRIと言
い、それを取得すること又は方法を MR Imaging、略し
てこれもMRIと言う。またMR分光曲線のことを MR
Spectrum、日本語ではMRスペクトル、略してMRSと
言い、それを取得すること又は方法を MR Spectroscop
y、略してこれもMRSと言う。)
が、生体組織のもつスピン−格子緩和時間T1及びスピ
ン−スピン緩和時間T2は、正常な組織であっても組織
によって著しく異なっており、また、腫瘍組織が正常組
織に比べて非常に長い緩和時間を有することを発見して
以来 [R. Damadian, "Tissue detection by nuclear ma
gnetic resonance." Science 171巻 1151-1153頁 1971
年発行参照]、緩和時間T1及びT2は、磁気共鳴画像
撮像装置を開発設計し、磁気共鳴画像及び磁気共鳴スペ
クトルを取得し、又は評価する上で、極めて重要なパラ
メータとして認められるようになった。
ピンが再び励起されることの出来る初期の状態に戻って
いくまでの時定数のことである。したがって、特に被検
査体となる生体組織等のT1が長いと、スピンを初期の
状態に戻しつつ励起することを繰り返して磁気共鳴信号
を取得し、コンピューターを用いた二次元フーリエ変
換、又は一次元フーリエ変換等の計算によってMRI又
はMRSを取得するためには、それだけ長い時間がかか
ることになる。臨床用のMRI装置では、撮像中に身体
を動かすことの許されない患者に負担がかかることにな
る。また、1台の装置で1日に撮像できる患者の数も少
なくなる。したがって、T1は、一般には短い方がよい
と考えられている。
スピンが外部からのRF磁場(すなわち、スピンの周囲
の静磁場の磁束密度に対して固有の歳差運動の周波数と
同一の周波数をもつ磁場)に共鳴して励起され、歳差運
動の位相をそろえて外部の共振コイルによって巨視的に
誘導起電力として検出されるようになったときから、位
相がばらばらと不ぞろいになって検出されなくなってい
くまでの時定数のことである。したがって、信号を取得
するためには、T2は、長い方がよい場合が多いが、し
かし、T2は短くても、信号取得技術によって、例えば
励起後直ちに信号を取得すればよい場合も多い。
1Tの磁場の中で測定されるとき、1.0秒である。ま
た、典型的には、人体の脳の灰白質のT2は、0.1秒
である。これらの緩和時間T1とT2は、与えられた静
磁場(1.0T或いは1.5T等)と与えられた温度
(実質的に身体の37℃)では、人体等に何らかの化学
物質等を投与しない限り変化させる方法手段はないもの
と考えられて来た。
ンタニド系イオンは、プロトンよりも数百倍大きい磁気
モーメントをもつ不対電子スピンを有しており、強い緩
和効果を有することが知られている。それらの物質の応
用例として、臨床MRIの分野で常磁性体であるガドリ
ニウム化合物の静脈投与が広く行われている。ガドリニ
ウム化合物は、生体組織に投与されると、本来短いT2
よりも本来長いT1に対して相対的に大きな短縮効果を
現す。
投与されると、血液、或いは脳梗塞等により脳血管障壁
が破壊された脳組織等に取り込まれてその組織のT1を
選択的に短縮し、T1強調画像(すなわち、スピンを初
期の状態に戻しつつ励起することを速く繰り返して磁気
共鳴信号を取得することによって、T1が短く、いった
ん励起されても再び励起され得る初期の状態に戻って行
きやすい物質ほど、大きな信号または明るい信号として
取得される画像)によって病巣等を選択的に描出するこ
とができる。
とJ. E. Tanner は、モーション・プロービング・グラ
ジエント(MPG)パルスを用いて核磁気共鳴による拡
散測定方法を創始した。[E. O. Stejskal and J. E. Ta
nner, "Spin diffusion measurements: spin-echoes in
the presence of time-dependent field gradient."J.
Chem. Phys. 42巻 288-292頁 1965年発行参照] これは、スピンが静止した位置で歳差運動を行っている
限り、大きさが同じで向きが反対の二つの勾配磁場をM
PGパルスとして順次加えられても何ら影響はないが、
スピンが拡散によって移動していると、MPGパルスの
印加によって結果的に位相が不ぞろいでばらばらとなる
ことを利用してスピンの移動の大きさを拡散係数として
測定する方法である。MPGパルスは、大きさと向きを
同じにして180°RFパルスを間において印加されて
もよい。
等は、MRIの撮像シーケンスの中にMPGパルスを加
えるMRI技術を紹介した。[D. LeBihan, E. Breton,
D. Lallemand, P. Granier, E. Cabanis and M. Laval-
Jeantet, "MR imaging of intravoxel incoherent moti
ons: application to diffusion and perfusion in neu
rologic disorders." Radiology 161巻 401-407頁 1986
年発行参照] 以来、拡散強調画像撮像方法は、T1強調画像またはT
2強調画像(すなわち、励起後直ちに信号を取得するの
でなく、T2緩和によってT2の短い物質ほど位相がば
らばらと不ぞろいになって検出されなくなっていくのを
待って暗い信号として取得される画像)によっては、発
症後2〜3日経たなければ描出されない急性脳梗塞のよ
うな重要な障害についても、拡散強調画像によれば、発
症後20〜30分で描出できることが多いために、非常
に重要な撮像方法として広く用いられている。
子の同じ物質の中における拡散を自己拡散という。した
がって、物質のそれ自体の拡散係数とは、自己拡散係数
のことである。自己拡散は本来、等方的なものである。
しかし、生体の中等におけるスピンの移動には拡散によ
るものだけでなく、厳密には血流等によるものも幾らか
含まれるので、測定された水分子の拡散係数は見掛拡散
係数(ADC)と呼ばれる。特に、MPGパルスのそれ
ぞれの大きさと時間的長さとパルス間隔によって定まる
グラジエントファクター減衰値(b‐ファクターと略称
されることがある)が非常に小さい場合には、スピンの
拡散による移動だけを検出することは難しく、血流等に
よるスピンの移動が含まれて検出されることになる。し
かし、現在臨床用MRI等で通常拡散強調撮像シーケン
スとして実用化されている程度のMPGパルスは、b‐
ファクターを十分に大きくして、ADCを拡散係数と殆
ど同じにすることができる。b‐ファクターについて
は、前記 LeBihan 等の文献等に詳しく記載されてい
る。
による測定を行う方法が、米国特許第5,757,18
5号に記載されている。[J. Hennig, "Method for magn
eticresonance imaging observation of the motion of
ions and molecules in anelectric field." 1998年] 当該米国特許明細書には、電流を時間的に変化させなが
ら流すことによって、傾斜磁場を印加した方向につい
て、電流のみによる、すなわち従来知られる拡散によら
ないイオン又は分子の移動を磁気共鳴によって検出する
ことができる旨記載されている。
電解液に電流を流すことによってT1又はT2を変化さ
せることができるという記載はない。また、当該米国特
許明細書には、電流を流すことによって、ADCを顕著
に増大させることができるという記載もない。また、当
該米国特許には、電界によって生じたイオンまたは分子
の移動を検出する技術であって、従来知られている、等
方的に進展する自己拡散を検出する技術とは異なる旨記
載されている。本発明は、その従来知られている、等方
的に進展する自己拡散を増大させる技術に関連してい
る。
ドリニウム化合物等常磁性体よりなる静脈注射剤等を用
いることなしに、電解液、生体組織又は人体組織のよう
な水包含物質のT1又はT2を顕著に短くする技術を提
供することにある。この発明の他の目的は、水包含物質
のADCを顕著に大きくすることによって拡散強調の感
度を顕著に高めて拡散強調MRI又は拡散強調MRSを
行うための技術を提供することにある。この発明の更に
他の目的は、MRI又はMRSを用いて水包含物質の電
気的な特性の空間的な分布を測定するための技術を提供
することにある。この発明の更に他の目的は、MRI又
はMRSを用いて水包含物質の内部における電流の空間
的な分布を測定する技術を提供することにある。
解決する為に鋭意研究した結果、水包含物質に電流を流
すことによりこれを達成することができることを見出
し、本発明をなすに至った。
を流すことにより、当該物質のスピン−格子緩和時間
(T1)またはスピン−スピン緩和時間(T2)を短縮
する手段を備えることを特徴とする(請求項1)。
磁場中に置き、RF磁場によって前記物質内の原子核ス
ピンを励起し、磁気共鳴信号を発生させることにより磁
気共鳴画像又はスペクトルを得る磁気共鳴撮像装置にお
いて、前記物質に電流を流すことにより、当該物質のT
1またはT2を短縮させて行う手段を備えることを特徴
とする(請求項2)。
すことにより、当該物質の見掛拡散係数(ADC)を増
大させる手段を備えることを特徴とする(請求項3)。
磁場中に置き、RF磁場によって前記物質内の原子核ス
ピンを励起し、磁気共鳴信号を発生させることにより磁
気共鳴画像又はスペクトルを得る磁気共鳴撮像装置にお
いて、前記物質に電流を流すことにより、当該物質のA
DCを増大させて行う手段を備えることを特徴とする
(請求項4)。
性を反映した磁気共鳴画像若しくは磁気共鳴による空間
的情報を得る磁気共鳴撮像装置であって、当該物質への
通電或いは非通電によって、T1強調又はT2強調若し
くは拡散強調の磁気共鳴画像又は磁気共鳴局所スペクト
ルを得る手段と、前記通電或いは非通電の画像又は局所
スペクトルを比較する手段とを含むことを特徴とする
(請求項5)。
項5のいずれか一項に記載の磁気共鳴撮像装置におい
て、水包含物質が電解液又は生体組織であることを特徴
とする(請求項6)。
手段と、RF磁場を発生する手段と、勾配磁場を発生す
る手段と、磁気共鳴信号を画像として構成する手段とを
有しており、水包含物質の磁気共鳴画像を撮像して取得
する装置であって、当該物質に電流を流す手段を備える
ことにより、当該物質のT1又はT2を短縮させて撮像
することを可能としたことを特徴とする(請求項7)。
手段と、RF磁場を発生する手段と、勾配磁場を発生す
る手段と、磁気共鳴信号を画像として構成する手段とを
有しており、水包含物質の磁気共鳴画像を撮像して取得
する装置であって、当該物質にモーション・プロービン
グ・グラジエント(MPG)パルスを印加する手段と、
当該物質に電流を流す手段とを備えることにより、当該
物質のADCを増大させて撮像することを可能としたこ
とを特徴とする(請求項8)。
た内部電流の磁気共鳴による空間的情報を得る磁気共鳴
撮像装置であって、内部電流の存在時と非存在時にT1
強調又はT2強調若しくは拡散強調の磁気共鳴画像又は
局所磁気共鳴スペクトルを得る手段と、前記内部電流の
存在或いは非存在の画像又は局所スペクトルを比較する
手段とを含むことを特徴とする(請求項9)。
生体組織内に生起されたものでも、本発明を実施するこ
とが出来る(請求項10)。特に、生体組織内に生起さ
れた電流は、当該生体組織に対する外部刺激または当該
生体の脳の内部思考によって生起されたものでも、本発
明を実施することが出来る(請求項11)。
発明の作用について、以下に説明する。水における励起
されたスピンの緩和現象の主たる要因は、双極子−双極
子相互作用であると考えられている。1個の水分子は、
2個のプロトンを有している。各々のプロトンは正の電
荷をもって高速で回転しており、その結果N極とS極を
もつ磁気双極子として周囲に磁界を放っている。逆に、
個々のプロトンは、周囲に存在するプロトンの放つ磁界
を浴びている。また、1個の水分子は、常温において熱
分子運動(ブラウン運動)を行っている。液体として存
在する水の熱分子運動の相関時間(すなわち、ある瞬間
の状態が熱分子運動によって失われていくときの時定数
であって、激しく熱分子運動しているほど短い)は、ス
ピン歳差運動の周期よりもずっと短い。
運動の周期と同程度となれば、多くのプロトンは相互に
歳差運動と同程度の、したがって共鳴周波数と同程度
の、しかし白色雑音のように様々な周波数をもつRF磁
場を浴びせ合うことになる。すると、外部からの単一共
鳴周波数のRF磁場によって励起されていたスピンは、
もはや励起状態を保つことができなくなって緩和してし
まう。これが双極子−双極子相互作用によるT1緩和で
ある。
に長くなれば、1個のプロトンは他のプロトンの放つ磁
場を静磁場として浴びることになる訳であるから、外部
の一定の静磁場によって固有の周期で行われていた歳差
運動は、周囲の多くのプロトンの存在によって乱れてし
まい、相互に不ぞろいとなっていく。これが双極子−双
極子相互作用によるT2緩和である。
個のプロトンと負の電荷をもつ1個の酸素原子核を有し
ており、その結合の手は約105°の角度をもっている
ので、1個の分子としては微小な電気双極子でもある。
例えば食塩水の中で、ナトリウムと塩素は電離したイオ
ンの状態で存在しているが、水分子の電気双極子はそれ
らの電解質イオンに吸引され又は反発されて、個々の電
解質イオンの周りに多くの水分子からなる水和圏と呼ば
れる準安定構造を形成する。準安定とは、電気双極子の
総数は時間的にあまり変化しないが、電気双極子の周囲
に存在するものとの相互の入れ替わりは常時起きている
状態である。人体の組織においても、細胞外液の中には
約150mMのナトリウムイオンが存在し、細胞内液の
中には約150mMのカリウムイオンが存在するので、
それらのイオンの周りには水和圏が形成されている。
共に、すなわち多くの水分子を引き連れた形で移動す
る。このとき、水分子の熱分子運動は、全体としてこの
電解質イオンの移動によって制限され、したがって前記
相関時間に変化をきたすものと考えられる。その結果、
前述した双極子−双極子相互作用に基づくT1緩和及び
T2緩和が起り易くなり、T1及びT2が顕著に短くな
るものと考えられる。
和圏と共に、すなわち多くの水分子を引き連れた形で移
動する結果、水分子の移動は起りやすくなり、ADCが
顕著に増大するものと考えられる。ここで、本発明にお
けるADCの増大について重要なことは、その増大が等
方的に進展することである。その機構は、水和圏の移動
に伴う、周囲の水分子との移動の方向に垂直な方向の入
れ替わりが、等方的に起るからであると考えられる。し
たがって、本発明において、ADCの増大は実質的に拡
散係数が増大することによるものと考えられる。
1強調画像又はT2強調画像若しくは拡散強調画像を取
得し、電流を流さないで得られたそれらのコントロール
画像との間での画像間の引算、割算、又は多数の画像の
間での統計的検定等の画像演算によって比較すると、電
流の良く流れた組織ほど、本発明によるT1短縮効果又
はT2短縮効果若しくはADC増大効果が現れるので、
電気伝導率の分布を反映した画像を取得することができ
る。
に電流を流しながらT1強調画像を取得すると、T1す
なわち励起されたスピンが再び励起され得る初期の状態
に戻っていくまでの時定数が短くなる結果、取得される
信号強度が顕著に強く、したがって画像は明るく取得さ
れる。又は、スピンを初期の状態に戻しつつ励起するこ
とを繰り返して磁気共鳴信号を取得する上で、MRI又
はMRSとして、全体として短い時間で測定をすませる
ことが可能となる。したがって、臨床用のMRI装置で
は、患者に対する負担を顕著に軽減できる。
を流しながら拡散強調画像を取得すると、ADCが顕著
に増大される結果、取得される信号のコントラストが顕
著に強い画像が得られる。
するとき、T1又はT2が短縮され、若しくはADCが
増大される現象を見出してなされたものである。このよ
うな作用をもつ電流は、たとえば、水包含物質が人体の
脳のような生体である場合には、外部から流すのでな
く、内部に生起させることが可能である。
よって内部に電流を生起する。脳等の神経組織は、生体
内において比較的電流を流しやすく、電流が流れること
に伴って周囲に生体磁気を発生する。一方、周囲の電解
液に発せられる電界強度は小さい。また、電気的活動の
持続する期間は非常に短い場合が多い。しかし、生体内
には外部刺激又は内部思考等によってわずかながら電界
が発生する。
1強調又はT2強調又は拡散強調の磁気共鳴画像又は局
所磁気共鳴スペクトルを得、内部電流が存在するときに
得られたデータと電流が存在しないときに得られたデー
タとの間で引算、割算、又は多数のデータの間での統計
的検定等によって比較することによって、内部電流の空
間的分布に関する情報若しくは内部電流の空間的分布を
反映する磁気共鳴画像を得ることが可能である。
明する。図1は、本発明の実施例に関わる装置構成のブ
ロック図を示す。
内に電解液ファントム試料5が設置されている。電解液
試料ファントム5は、リード線7を介して電流源6に接
続されている。MRI装置は、水平超伝導磁石1を有し
ており、その中に傾斜磁場コイルアセンブリー2とRF
コイル4が装着されている。傾斜磁場コイルアセンブリ
ー2は、傾斜磁場コイル用電源3から電流の供給を受け
て、磁石の均一静磁場空間内に傾斜磁場を作り出す。
ンマシンインターフェースによって送られたコマンドに
よって作動する。RFコイルに対してRF電力は、RF
パワーアンプ10より送受信切換スイッチ8を介して送
られ、電解液ファントム試料5の中のプロトンスピンを
励起する。逆に、プロトンスピンより発せられる磁気共
鳴信号は、RFコイルにより誘導起電力として検出さ
れ、送受信切換スイッチ8と前置増幅器及び中間増幅器
よりなる増幅器9を介してコンピューター11に送ら
れ、フーリエ変換等のデータ処理の後にMRIまたはM
RSデータとしてディスプレイ装置12に出力される。
RFパワーアンプも、マンマシンインターフェースによ
って送られたコマンドによって作動する。
ては電解液ファントム試料5)に対して外部より流され
る電流は、10Hz以下、好ましくは2Hz以下の交流
または直流であることが好ましい。周波数は低い方が本
発明のT1短縮効果、T2短縮効果、及びADC増大効
果は大きく、直流が最も効果的である。しかし、生体及
び人体等を構成する細胞組織の場合には、交流の方が直
流よりも通電しやすく、その好適な周波数範囲は、0.
1〜1.0Hzである。
密度は、人体に対して適用される場合には、安全のため
に50mA/cm2未満とすることが必要である。電流
密度は、10mA/cm2以下が好適であり、非侵襲的
測定のために、より好ましくは5mA/cm2以下であ
る。
短縮効果とADC増大効果が得られる。電流密度の現実
的な範囲は、0.02〜2.0mA/cm2であり、好
ましくは、0.05〜1.0mA/cm2である。
人体に適用される場合には、脳や心臓は、それ自体が電
流を発生する臓器であるから、安全のために低い値とす
ることが望ましい。本発明は、生物学、獣医学、植物学
等の分野でも、T1またはT2を短縮させ、又はADC
を増大させてMRI又はMRSを行う場合に、水含有物
質を対象とする限り顕著な効果を現す。したがって、人
体以外の水含有物質の物性を測定するために本発明が適
用される場合には、それぞれの物質に固有の許容電流値
としてよいことは勿論である。
箔、グラファイトプレート、炭素紛含有ゴム板等の導電
性プレートを電極として、導電性ペーストを介して流し
てよい。被検査体を導電体で覆ってしまうと、スピン励
起のための外部RF磁場によって導電体にRF渦電流が
流れ、外部磁場は被検査体内部に到達しない。しかし、
手首全体を導電性のゴム帯で巻いて一方の電極とし、上
腕部を他の導電性のゴム帯で巻いて他方の電極とし、手
首と上腕部の間で電流を流すことは腕に電流を流す好ま
しい方法の例である。
性体を有するものをMRI装置またはMRS装置に近づ
けてはならない。定電流電源を用いると、電極の付着の
状態にむらがあるとき電流が被検査体に集中して流れる
個所ができるので、安全のためには定電圧電源を用いた
方がよい場合が多い。電源より強い静磁場の中の電極に
至る電線には、電流の値によってはフレミングの左手の
力が発生するので、往復を撚り合わせ、又は、電流がな
るべく静磁界に平行に流れるように配線することが好ま
しく、又は電線が動かないように固定することが望まし
い。
ば図2に示されるように、MPGパルスを用いることが
必要である。図2において、RFとはRFパルスの出力
を表す。また、Gsとは、スライス選択傾斜磁場コイル
の出力を表す。また、Grとは、読出傾斜磁場コイルの
出力を表す。また、Gpとは、位相エンコーディング傾
斜磁場コイルの出力を表す。また、ECは、被検査体に
流される電流を表す。
て垂直の方向に印加される。すると、水包含物質の中に
存在する多数のスピンは、それまで個々には歳差運動を
行いながらも全体としては静磁場の方向を向いていたも
のが、RFパルスに共鳴して全体としては90°倒れ
る。これが図2の第一の90°パルスである。
第二のパルス(図2では2倍の大きさの180°パル
ス)を印加すると、最初の励起パルス(すなわち90゜
パルス)の印加の時から第二のパルスの印加の時までの
時間Te/2と同じ時間で且つ最初の励起パルスの印加
の時からTeの時間をおいてエコー信号が発生する。こ
のエコー信号をスピンエコーと言い、時間Teのことを
エコー時間という。
の瞬間にスライス選択傾斜磁場Gsが加えられている。
傾斜磁場とは、静磁場空間に対して線形に磁場勾配を与
える磁場のことであり、また、スピンは磁場強度で定ま
る周波数でしか歳差運動をしないので、一定の周波数を
もつRF磁場に対して、90°パルスによる励起も18
0°パルスによるエコー信号の発生も、空間の一つの軸
に対して特定の位置でしか起らないことになる。これが
傾斜磁場Gsによるスライス選択である。
エコー信号を読み出す(すなわちRFコイル4で誘導起
電力として検出する)時に、傾斜磁場Grが印加されて
いる。この傾斜磁場Grは、信号源すなわち空間的に異
なって分布する全スピンに加えられる。傾斜磁場Gr
は、空間の第二の軸(すなわちスライス選択が行われた
軸とは異なる軸)に対して線形に磁場勾配を与える磁場
である。
のエコー信号は、空間の第二軸に沿って定まる周波数に
よって変調され、RFコイル4は、スライスの全スピン
のもつ様々な周波数からなる一つの信号として検出す
る。この信号は時間軸の、すなわち時間的に変化する信
号であるが、これをコンピューター11によってフーリ
エ変換すれば、周波数軸の変化として表される。周波数
軸は、空間の第二軸と対応するので、スピンの第二軸に
沿つての分布が識別されることになる。
rを用いて、180パルスを間において同じ方向に印加
されている。このMPGパルスの機能については前記し
たとおりである。エコー信号の読み出しが終わると、再
び90°パルスが印加される。最初の90°パルスの印
加から第二の90゜パルスの印加までの時間が繰り返し
時間Trである。
目の読み出しの間には、傾斜磁場Gpが、1回目に加え
られた大きさとは―定の大きさだけ変えて一定の時間だ
け印加される。一定の周波数で歳差運動を行うスピン
に、傾斜磁場Gpを一定の時間印加すると、スピンは傾
斜磁場Gpの大きさによって定まる位相だけ歳差運動が
進む。この傾斜磁場Gpは、第三軸の方向の傾斜磁場で
ある。
た場合に、毎回読み出されたエコー信号は第三軸の方向
について、スピンの空間的な分布に従って位相の進み方
が異なることになり、第三軸の方向についてコンピュー
ター11によりフーリエ変換を行えば、位相軸は、空間
の第三軸と対応するので、スピンの第三軸に沿っての分
布が識別されることになる。これが拡散強調スピンエコ
ー撮像シーケンスである。
れた幾つかのエコー信号からなる一つのデータについ
て、二次元フーリエ変換を行い、磁気共鳴画像としてデ
ィスプレイ装置12に出力する。図2において、拡散を
検出しない場含には、MPGパルスは印加されない。
x、Gy、Gzは、空間の三方向に対応し、被検査体の
内部の一直方体を特定するためのものである。図3にお
いて、三つの90°パルスが印加されている。このよう
に三つの90°パルスを印加すると、第三の90°パル
スの印加の後に、第一の90°パルスの印加の時から第
二の90°パルスの印加の時までの時間Te/2と同じ
時間で且つ最初の励起パルスの印加の時からTe+Tm
の時間をおいてエコー信号が発生する。このエコー信号
を誘起エコーと言い、この誘起エコーがRFコイル4に
よって誘導起電力として検出される。第二の90°パル
スの印加の時から第三の90°パルスの印加の時までの
時間Tmをミキシング時間と言う。
三つの方向の傾斜磁場Gx、Gy、Gzのいずれかの一
つが印加されている。このようにして、空間の三つの軸
についてスライス選択が行われ、取得される誘起エコー
信号は、三方向のスライスの交差する直方体の中のみか
らのものであり、このシーケンスによって拡散強調局所
MRスペクトルが取得される。
図3において、MPGパルスは、傾斜磁場Gxに付与さ
れており、二つのパルスが同じ大きさで反対の方向に印
加されている。このMPGパルスの機能については、前
記したとおりである。図3において、拡散を検出しない
場合には、MPGパルスは印加されない。
検出するためには、MPGのb−ファクターを0.02
〜2,000 s/mm2とすることが望ましく、更に0.
2〜200s/mm2とすることが望ましい。b−ファ
クターが小さいと、イオンや分子の流れの影響が含まれ
ることになるからである。また、b−ファクターが大き
いと、傾斜磁場コイル等のハードウェアの製造上及び使
用上の負担が大きくなるからである。
を用いて説明する。
のアクリル円筒内に生理的食塩水を満たした。この円筒
を図1に示される1.5TのMRI装置の磁場内に電解
液ファントム試料5として置いた。また、リード線7を
介して電流源6に接続した。
ら、T1値を反転回復(IR)法により測定した。ま
た、T2値をCarr-Purcell-Meiboom-Gill(CPMG)
法により測定した。測定は、円筒内全溶液を対象とし
て、円筒両端の白金平板電極により直流電流を流しなが
ら測定を行った。
き(すなわち、電流を流さなかったとき)、T1及びT
2は、それぞれ2.8秒及び2.1秒であった。電流密
度が1.0mA/cm2であったとき、T1及びT2
は、それぞれ2.2秒及び1.7秒であった。電流密度
が2.0mA/cm2であったとき、T1及びT2は、
それぞれ1.8秒及び1.5秒であった。
ち円筒の長さ方向を静磁場と平行に)流しても、静磁場
と垂直に(すなわち円筒の長さ方向を静磁場と垂直に)
流しても、また、静磁場に対して斜めの方向に流して
も、結果は同じであった。したがって、本発明における
電流のT1短縮効果及びT2短縮効果は、等方的である
ことも証明された。
のアクリル円筒内に生理的食塩水を満たした。この円筒
を1.5TのMRI装置の磁場内に長さ方向を静磁場と
平行にして置いた。円筒両端の白金平板電極により1.
0mA/cm2の直流電流を流しながら、繰り返し時間
Tr=300ms、エコー時間Te=25msのT1強
調スピンエコー撮像シーケンスを用いてMRI画像を取
得した。
も、静磁場に対して平行な面を断面とする画像も、静磁
場に対して斜めの面を断面とする画像も、電流を流さな
いで同条件により得られた画像より顕著に明るく、T1
が短縮され、かつ等方的に短縮されたことが確認され
た。
r=225msとして同様の撮像実験を行った。その結
果、得られた画像の信号強度は、電流を流さないでTr
=300msで得られた画像の信号強度に匹敵するもの
であり、これにより全体としての撮像時間は、1/4短
縮された。
れぞれ25cm2の2枚のアルミニウム板状電極を導電
性ペーストにより取り付けて外側を木綿の包帯で巻い
た。この前腕に対して、電極を介して腕に直流電圧8.
0Vを印加しながら、Tr=300ms、Te=25m
sのT1強調スピンエコー撮像シーケンスを用いてMR
I画像を取得した。
いて、電流を流さないで同条件により得られた画像より
も明るく、T1が短縮されたことが確認された。
のアクリル円筒内に生理的食塩水を満たした。この円筒
を図1に示すように、1.5TのMRI装置の磁場内に
電解液ファントム試料5として置いた。円筒両端の白金
平板電極により直流電流を流しながら、図2に示すよう
に、MPGパルスのセットを有し、Tr=5000m
s、Te=60msのスピンエコー撮像シーケンスによ
りADCを測定した。MPGパルスは、図2に示すよう
に、Gr傾斜磁場を用いて印加し、そのグラジエントフ
ァクター減衰値(b−ファクター)は、25s/mm2
とした。
き(すなわち、電流を流さなかったとき)、ADCは、
0.0021mm2/sであった。電流密度が0.2m
A/cm2であったとき、ADCは、0.020mm2/
sであった。電流密度が0.5mA/cm2であったと
き、ADCは、0.079mm2/sであった。このと
き電流は、静磁場と平行に流しても、静磁場と垂直に流
しても、また、静磁場に対して斜めの方向に流しても、
結果は同じであった。従って、本発明におけるADCの
増大効果は、等方的であることも証明された。
のアクリル円筒内に生理的食塩水を満たした。この円筒
を1.5TのMRI装置の磁場内に長さ方向を静磁場と
平行にして置いた。円筒両端の白金平板電極により0.
2mA/cm2の直流電流を流しながら、MPGパルス
を有し、Tr=5000ms、Te=60msの拡散強
調スピンエコー撮像シーケンスによりMRI画像を取得
した。MPGのグラジエントファクター減衰値は、25
s/mm2とした。
も、静磁場に対して平行な面を断面とする画像も、静磁
場に対して斜めの面を断面とする画像も、電流を流さな
いで同条件により得られた画像より顕著に暗く、したが
ってADCが顕著に増大され、かつ等方的に増大された
ことが確認された。
れぞれ25cm2の2枚のアルミニウム板状電極を導電
性ペーストにより取り付けて外側を木綿の包帯で巻い
た。この前腕に対して、電極を介して腕に直流電圧8.
0Vを印加しながら、MPGパルスを有し、Tr=50
00ms、Te=60msの拡散強調スピンエコー撮像
シーケンスによりMRI画像を取得した。MPGのグラ
ジエントファクター減衰値は、42s/mm2とした。
いて、電流を流さないで同条件により得られた画像より
も著しく暗く、ADCが顕著に増大されたことが確認さ
れた。
理食塩水を満たした。その中心に両端が正負の電極であ
る長さ4cmの電気双極子を沈めて設置した。リード線
は中央より撚り合わせて外部へ導き出すことで外部電流
としては相殺されるものとした。外部より電圧を印加し
て電気双極子より生理食塩水の内部に直接1mAの電流
を流した。T1強調スピンエコー磁気共鳴画像(Tr=
300ms、Te=25ms)、T2強調スピンエコー
磁気共鳴画像(Tr=5000ms、Te=60m
s)、及び拡散強調スピンエコー磁気共鳴画像(Tr=
5000ms、Te=60ms、MPGのグラジエント
ファクター減衰値b=25s/mm2)を取得した。
合には、電気双極子の周囲の電流の分布を反映して、電
気双極子に電圧を印加しない場合に比較して明らかなT
1の短縮、T2の短縮、及び拡散の増大が確認された。
ニウム化合物等常磁性体等を用いることなく水包含物質
のT1及びT2を顕著に短くすることが出来る。T1が
短くなることによって、MRI又はMRSの測定時間を
短くすることが出来る。また、本発明によって、水包含
物質のADCを顕著に大きくすることが出来る。
的な特性の空間的な分布を測定することが出来る。ま
た、本発明によって、水包含物質の内部における電流の
空間的な分布を測定することが出来る。以上は、いずれ
も生体を対象とするとき、非侵襲的に行うことが出来
る。
図。
撮像シーケンス例のチャート図。
ーケンス例のチャート図。
ー、3:傾斜磁場コイル用電源、4:RFコイル、5:
電解液ファントム試料、6:電流源、7:リード線、
8:送受信切換スイッチ、9:増幅器、10:RFパワ
ーアンプ、11:コンピューター、12:ディスプレイ
装置。
Claims (11)
- 【請求項1】 水包含物質に電流を流すことにより、当
該物質のスピン−格子緩和時間(T1)またはスピン−
スピン緩和時間(T2)を短縮する手段を備えることを
特徴とする磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項2】 水包含物質を均一な静磁場中に置き、R
F磁場によって前記物質内の原子核スピンを励起し、磁
気共鳴信号を発生させることにより磁気共鳴画像又はス
ペクトルを得る磁気共鳴撮像装置において、前記物質に
電流を流すことにより、当該物質のT1またはT2を短
縮させて行う手段を備えることを特徴とする磁気共鳴撮
像装置。 - 【請求項3】 水包含物質に電流を流すことにより、当
該物質の見掛拡散係数(ADC)を増大させる手段を備
えることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項4】 水包含物質を均一な静磁場中に置き、R
F磁場によって前記物質内の原子核スピンを励起し、磁
気共鳴信号を発生させることにより磁気共鳴画像又はス
ペクトルを得る磁気共鳴撮像装置において、前記物質に
電流を流すことにより、当該物質のADCを増大させて
行う手段を備えることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項5】 水包含物質の電気的特性を反映した磁気
共鳴画像若しくは磁気共鳴による空間的情報を得る磁気
共鳴撮像装置であって、当該物質への通電或いは非通電
によって、T1強調又はT2強調若しくは拡散強調の磁
気共鳴画像又は磁気共鳴局所スペクトルを得る手段と、
前記通電或いは非通電の画像又は局所スペクトルを比較
する手段とを含むことを特徴とする磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項6】 水包含物質が電解液又は生体組織である
ことを特徴とする請求項1乃至請求項5のいずれかに記
載の磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項7】 均一な静磁場を発生する手段と、RF磁
場を発生する手段と、勾配磁場を発生する手段と、磁気
共鳴信号を画像として構成する手段とを有しており、水
包含物質の磁気共鳴画像を撮像して取得する装置であっ
て、当該物質に電流を流す手段を備えることにより、当
該物質のT1又はT2を短縮させて撮像することを可能
としたことを特徴とする磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項8】 均一な静磁場を発生する手段と、RF磁
場を発生する手段と、勾配磁場を発生する手段と、磁気
共鳴信号を画像として構成する手段とを有しており、水
包含物質の磁気共鳴画像を撮像して取得する装置であっ
て、当該物質にモーション・プロービング・グラジエン
ト(MPG)パルスを印加する手段と、当該物質に電流
を流す手段とを備えることにより、当該物質のADCを
増大させて撮像することを可能としたことを特徴とする
磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項9】 水包含物質に生起された内部電流の磁気
共鳴による空間的情報を得る磁気共鳴撮像装置であっ
て、内部電流の存在時と非存在時にT1強調又はT2強
調若しくは拡散強調の磁気共鳴画像又は局所磁気共鳴ス
ペクトルを得る手段と、前記内部電流の存在或いは非存
在の画像又は局所スペクトルを比較する手段とを含むこ
とを特徴とする磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項10】 内部電流が、生体組織内に生起された
ものであることを特徴とする請求項9記載の磁気共鳴撮
像装置。 - 【請求項11】 生体組織内に生起された電流が、当該
生体に対する外部刺激または当該生体の脳の内部思考に
よって生起されたものであることを特徴とする請求項1
0記載の磁気共鳴撮像装置。
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