JPH0449949A - 磁気共鳴サーモグラフィー方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は磁気共鳴サーモグラフィー方法に関し、特に磁
気共鳴イメージング装置の断層像作成の原理を利用して
非侵襲的に人体等の内部温度の分布を計測・表示するも
ので、医療診断等に利用することのできる磁気共鳴サー
モグラフィー方法に関するものである。

〔従来の技術〕

従来、人体の温度を計測する手段には体温計があったが
、体温計は人体一部の温度を計測するものであって、人
体の温度分布を計測するものではなかった。また人体の
温度分布を計測する手段としては、体表から放射される
赤外線の分布密度を計測することにより、体表の温度分
布を計測することができる装置があった。

〔発明が解決しようとする課題〕

医療の診断において人体の体温に関する情報は、人体一
部の情報や体表面の温度分布情報であっても、従来非常
に役に立っている。従って、仮に人体内部の温度分布を
非侵襲的に且つ正確に計測することができる手段が存在
すれば、医療上画期的なことになる。

なお、このような人体内部の温度分布を計測する先行技
術としては例えば特開昭６１−８０４０号公報や特開昭
６２−８１５３８号公報に開示される技術がある。しか
し、これらの技術は現在のところ十分に実用化されてい
ない。

本発明の目的は、人体等の内部の温度分布を非侵襲的に
計測し、当該温度分布を２次元的に又は３次元的に表示
し、更に温度分布画像を連続的に表示することができ、
もって医療診断に役立たせることのできる磁気共鳴サー
モグラフィー方法を提供することにある 〔課題を解決するための手段〕 本発明に係る第１の磁気共鳴サーモグラフィー方法は、
人体等の被検体に対して静磁場を与えると共に被検体に
磁気共鳴を誘起させる所定周波数の高周波の電磁波を印
加し、続いて被検体において、ｚ軸方向に断層選択用の
傾斜磁場を印加し、Ｙ軸方向に位相エンコード用の傾斜
磁場を印加し、Ｘ軸方向に所定の大きさの読出し用の傾
斜磁場を所定時間印加することにより、前記被検体で磁
気共鳴信号が放射される部位を特定し、特定した部位か
らの磁気共鳴信号を検出し、当該部位を変更しながら磁
気共鳴信号を多数収集し、収集した磁気共鳴信号に像再
構成ための演算を実行して、被検体の所定箇所に関する
２次元像又は３次元像を作成する磁気共鳴を利用した像
作成方法において、前記磁気共鳴信号のコヒーレンシの
低減状態を検出し得る読出し用の傾斜磁場を印加するこ
とにより、特定部位の温度を検出し、被検体の所定箇所
の温度分布を計測・表示するようにしたことを特徴点と
して有する。

本発明に係る第２の磁気共鳴サーモグラフィー方法は、
前記第１の磁気共鳴サーモグラフィー方法において、読
出し用の傾斜磁場にデフェーズパルスとリフェーズパル
スを含み、これらのパルスによって磁気共鳴信号のコヒ
ーレンシの低減状態（拡散定数によって求められる）を
検出するようにしたことを特徴点として有する。

また前記の第１又は第２の磁気共鳴サーモグラフィー方
法では、磁器共鳴イメージング装置から横緩和時間（Ｔ
２）の値を得て、温度分布として計測した値の補正を行
うように構成することも可能である。

〔作用〕

本発明による磁気共鳴サーモグラフィー方法では、従来
の磁気共鳴イメージングの原理を拡張し、人体等の被検
体の内部において組織を構成する部位の核スピンの熱運
動が磁気共鳴信号のコヒーレンシを低減させ、且つこの
コヒーレンシの低減状態は核スピンの熱運動の大きさと
所定の対応関係を有するという特性を利用して、生体組
織の熱運動の大きさを非侵襲的に計測し生体内の温度分
布を得る。

〔実施例〕

以下に、本発明の実施例を添付図面に基づいて説明する
。

第１図に本発明に係る磁気共鳴サーモグラフィー方法を
実施する装置の概略的なシステム構成を示す。この装置
の構成は基本的に磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置
と同じであり、磁気共鳴イメージング装置を応用して実
現される。

第１図において１は磁石であり、磁石１は本装置の主要
部をなす。従来、使用される磁石１には超伝導型、常電
導型、永久磁石型の３種類のタイプがある。本実施例で
は超伝導型を用いるものとし、磁石１は、例えば磁石強
度：Ｑ、５Ｔ、ボア径：１ｍ１磁場均一度：　５　ｐｐ
ｍ　／　３０　ｃｍｄｓｖ　　（球）に設定される。

被験者は、患者用テーブル２に横たわり、磁石１の中心
部へ送り込まれる。磁石１の内部空間には静磁場が形成
され、更にこの静磁場に対し空間位置情報を取得するた
め３軸方向の傾斜磁場が重畳されている。磁気共鳴（以
下ＭＲと記す）現象を発生させる高周波（ＲＦ）の電磁
波は、送信器３から照射コイル４に送られる。被験者か
ら発生するＭＲ倍信号、受信コイル５によって検知され
、受信器６へ送られる。ＭＲ現象においてはＭＲ倍信号
位相情報が重要であるため、受信器ゲート信号７を介し
て送信器３と受信コイル５における位相関係を正確に同
期化している。

傾斜磁場電源８は、ｘ、　ｙ、　　ｚの３軸方向のため
の各傾斜磁場コイルを含む傾斜磁場コイル９によってｘ
、　ｙ、　　ｚの３軸方向の傾斜磁場を独立に発生させ
るように構成され、そのため３チヤンネルの電源を備え
ている。ｘ、ｙ、ｚの各軸方向の傾斜磁場の組み合わせ
により、被験者の身体においてＭＲ倍信号取出す部位を
特定することができる。またｘ、ｙ、ｚの各軸方向の傾
斜磁場はパルス状で印加されるので、装置全体としては
高速応答が要求される。傾斜磁場電源８によるパルスの
発生は傾斜磁場制御部１０によって制御される。

本実施例による磁気共鳴サーモグラフィー装置の操作は
、操作卓１１を用いて行なわれる。操作卓１１には各種
の操作キーと２台のＣＲＴとが装備されている。１台の
ＣＲＴは対話方式により各種パラメータを設定したり、
システム全体の運転を行うために用いられる。他の１台
のＣＲＴは、得られた映像を表示するためのものである
。

全体システムの制御と像構成のための高速演算は、コン
ピュータ１２で行われる。またコンピュータ１２と各制
御系とのデータのやり取りは、バス１３を介して行われ
る。各種のパルスシーケンスの制御はシーケンス制御部
１４が行う。この場合、中心となるシーケンスは高周波
パルスと傾斜磁場パルスの組合せによって行われる。

第１図におけるその他の構成要素として、シーケンス制
御部１４に関連してＲＦ振幅制御部１５とＲＦ時間制御
部１６とデータ取込み部１７が設けられる。ＲＦ振幅制
御部１５は送信器３に振幅データを与える。ＲＦ時間制
御部１６は、前述した通り送信器３と受信器６に対して
受信器ゲート信号７を与えている。データ取込み部１７
は受信器６で受信されたＭＲ倍信号取込み、シーケンス
制御部１４に送る。シーケンス制御部１４は、前記のＲ
Ｆ振幅制御部１５とＲＦ時間制御部１６に対して、更に
前記傾斜磁場制御部１０に対してそれぞれ所定の制御信
号を与える。また１８は操作卓制御部、１９はＣＲＴ制
御部である。

次に、ＭＲ現象を利用した磁気共鳴イメージング方法に
基づく基本的な像作成方法を第２図及び第３図によって
説明する。

第２図に磁気共鳴イメージング装置の測定部の構成を概
略的に示す。超伝導型磁石１は、液体ヘリウムを利用し
た極低温静磁場コイルで構成され、内側に傾斜磁場コイ
ル９、照射コイル４、受信コイル５が同軸的に設置され
ている。２０は静磁場の方向を示し、通常、静磁場の方
向２０はＺ軸方向と一致している。傾斜磁場については
、ｘ、ｙ。

Ｚの３軸の方向に互いに完全に独立な傾斜磁場を印加す
ることが必要であり、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸ための３種類の
コイルが設置される。

第３図にパルスシーケンスの一例を示す。第３図（Ａ）
で高周波ＲＦ、すなわち照射コイル４から被験者２１に
対し照射される高周波電力のパルス波形を示す。これに
よって被験者２１の人体内部に磁気共鳴現象を誘起する
。第３図（Ｂ）の信号Ｓｉｇは受信コイル５における起
電力を増幅して示したもので、２６は後述されるＭＲ倍
信号スピンエコー信号）である。第３図（Ｃ）の傾斜磁
場Ｇｚは、静磁場方向２０、すなわちＺ軸方向に印加さ
れる傾斜磁場である。この傾斜磁場によって断層位置が
選択される。第３図（Ｄ）の傾斜磁場ＧｙはＹ軸方向に
位相をエンコードする。第３図（Ｅ）の傾斜磁場Ｇｘは
Ｘ軸方向の座標と同波数とを一対一に対応させるための
ものであり、般には、ＭＲ倍信号発生に使われるので、
読出し用傾斜磁場と解釈されている。時間軸２２は、そ
の上のすべてのパルスシーケンスについての時間関係を
明らかにしている。

次に、これらの各種パルスの役割を詳述し、２次元フー
リエ法と呼ばれる像構成法の原理を述べる。

第３図の例では、高周波パルスの波形にジンク函数を用
いている。ジンク函数をフーリエ変換すると矩形波形と
なる。すなわち、時間空間におけるジンク函数は周波数
空間における矩形波となるので、限定されたある区間の
周波数のみを周波数成分として有する。第３図で、９０
°パルス（核スピンを９０°倒すパルス）２３と同時に
、傾斜磁場Ｇｚについて、傾斜磁場パルス２４が印加さ
れている。ＭＲ現象における磁気共鳴のための条件は次
式で表されるので、Ｚ軸方向の特定の断層面のみが選択
的に励起される。

Ｗｏ−γ（Ｈｏ＋Ｈｃ　　（Ｚ）） ここで、Ｗｏは磁気共鳴点における角速度、γは磁気回
転比、Ｈｏは静磁場の磁束密度、ＨＧ　　（Ｚ）は位置
Ｚにおける傾斜磁場の磁束密度である。

通常磁気共鳴イメージング装置では、断層面の厚さが１
〜２０ｍｍの範囲で選択照射の周波数が設定される。本
実施例では、９０°パルス２３の後に１８０°パルス２
５を印加してＭＲ信号２６を得ている。なおオリジナル
な２次元フーリエ変換法では、傾斜磁場によりＭＲ倍信
号発生させており、１８０°パルスを使用していない。

ＭＲ倍信号発生させる技術は、不均一磁場により見かけ
上の横緩和時間Ｔ２で急速に分散する位相を一定時間後
に再び揃えるための技術である。傾斜磁場も一種の不均
一磁場であり、位相の揃った信号を得るためには、傾斜
磁場を反転させるか、あるいは傾斜磁場と同時に１８０
°パルスを印加する必要がある。実際に傾斜磁場を立ち
上げる際に立ち上り及び立ち下がり時間は有限であり、
例えば１ｍｓ程度が必要である。従って、この過渡的な
時間の間に位相が乱れる。これを補償するために、傾斜
磁場パルス２４の直後に補償用パルス２７を印加するこ
とで立ち上がり、立ち下がりが相殺され、見かけ上完全
な矩形波が印加された場合と同等になる。

次に位相エンコードについて述べる。ＭＲ現象における
核スピンの挙動の基本的性質として、■；磁気モーメン
トの方向、■７磁気モーメントの大きさ、■；磁気モー
メントの数、■；磁気モーメントの摂動周波数、■；磁
気モーメントの摂動の位相、がある。これら個々のパラ
メータの統計的結果として、巨視的な磁化の振るまいが
記述できる。特に周波数と位相は独立のパラメータであ
り、位相をエンコードすることにより、空間座標と対応
づけることができる。

位相をエンコードする傾斜磁場は、第３図の傾斜磁場Ｇ
ｙである。位相エンコード量は、エンコード用傾斜磁場
パルスの積分値で決まるので、パルスの振幅を変えるか
、又はパルス幅を変えれば良い。第３図では符号２８の
パルスに示されるように振幅を変えるようにしている。

傾斜磁場ＧｘはＸ軸方向に印加される傾斜磁場である。

９０’パルス２３で励起され、コヒーレントな歳差運動
をする核スピンにＸ軸方向の傾斜磁場パルス２９を印加
するとＸ軸方向に対して歳差運動の周波数が線形に変化
する。１８０°パルス２５の後で同様に傾斜磁場パルス
３０を与えることにより、ＭＲ信号２６を発生させるこ
とができる。Ｘ軸座標と共鳴周波数が線形な関係にある
ので、ＭＲ信号２６をフーリエ変換することによりＸ軸
座標に関する信号強度の関係を得ることができる。これ
を位相エンコード方向（Ｙ軸方向）について、再びフー
リエ変換すると、次にはＹ軸座標に関する信号強度の関
係が得られる。こうして、ｘ−ｙ平面について信号の分
布が得られるので、信号強度をＣＲＴ上に表示すること
により、断層像を得ることができる。

以上のべた手法により、例えば体内組織あるいは病巣を
映像化するために要する撮影時間は、通常、数分から１
５〜２０分程度で程度。

次に、上記の磁気共鳴イメージングの原理を応用して本
発明に係る磁気共鳴サーモグラフィー方法を実現するた
めの変形パルスシーケンスを第４図に基づいて説明する
。

第４図に示される変形パルスシーケンスにおいて、第３
図に示されたパルスシーケンスと同一の部分には同一の
符号を付している。第４図の変形パルスシーケンスにお
いて、第３図のパルスシーケンスと異なる点は、読出し
用傾斜磁場Ｇｘにデフェーズパルス４１とリフェーズパ
ルス４２を付加している点である。核スピンを一度ディ
フエーズさせ、その後リフェーズをさせると、核スピン
の熱運動の大きなものはこの間に熱的撹乱を受け、元の
状態にはリフェーズしない。すなわちデフェーズパルス
４１とリフェーズパルス４２を用いることにより、検出
されるＭＲ倍信号信号強度は、核スピンの熱運動量に対
応してそのコヒーレンシが低減され、核スピンの熱運動
に依存する量となる。定量的には次の式で表記される。

５＝Ｓｏ　ｅｘｐ　（−ＴＥ／Ｔ２　）ｅｘｐ　（−７
２Ｇｘｉ２Ｄδ２（Δ−δ／３））ここて、上式におけ
るパラメータを次に記す。Ｓ：信号強度、Ｓｏ　；基準
信号強度、ＴＥ、エコー時間、Ｔ２　；横緩和時間、γ
；磁気回転比、Ｃｙｒｉ；デフニーズ／リフェーズパル
スの大きさ、Ｄ：拡散係数、δ；デフェーズ／リフェー
ズパルスの幅、Δ：テフェーズパルスとリフェーズパル
スの時間間隔である。

上記の式から明らかなように、Ｇｘｉの大きさのみを変
えて、各ピクセルについての信号強度Ｓを得れば、拡散
係数りを求めることができる。すなわち、Ｇｘｉ２を横
軸にし且つｌｎＳを縦軸にしたグラフに、得られた信号
強度をプロットすれば、拡散係数りを求めることができ
る。例えばＧＸｉを、ＯＧ、０．２Ｇ、０．３Ｇと３段
階に変化させ、各ピクセルごとに上記の式により計算さ
れた拡散係数りの値を各ピクセルごとに振当てて画像と
して表示する。これを同一組織内で見た場合、温度が異
なる部位があればその部位の拡散係数の値が異なるため
、温度の異なる部位が画像上の輝度の差として観察でき
る。このような観察方法において、例えば筋肉組織中に
炎症部位があれば、その部位が発熱するため、炎症部位
が高い輝度で表示されることになる。

また、信号強度Ｓを表す上式で横緩和時間Ｔ２がパラメ
ータとして入っているため、絶対温度を計測しようとす
る場合、体内部位によって誤差が生じる。このため、Ｍ
ＲＩにおけるスピンエコー法、平衡状態法などによって
Ｔ２値の像を予め取得し、このＴ２値を含めて補正を行
うことにより組織間の温度差をより精度良く表示するこ
とも可能となる。

上記の如く人体内部の温度分布を非侵襲的に計測し・、
表示することができれば、これを利用して、体内組織の
温度分布から血管の閉塞を診断したり、大脳の活動部位
等を観察することができる。

〔発明の効果〕 以上の説明で明らかなように、本発明によれば、読出し
用の傾斜磁場において例えば所定のデフェーズパルスと
リフェーズパルスを含ませることによりＭＲ倍信号おけ
るコヒーレンシの低減状態を検出することができるよう
にしたため、コヒーレンシの低減状態と関連のある核ス
ピンの熱運動、すなわち体内部位の温度を非侵襲的に計
測することができ、これらの計測データを用いて像再構
成を行えば、人体内部の任意な箇所の温度分布を２次元
又は３次元の像として表示することができる。

従って本発明によれば、体内組織での温度変化を画面に
表示し、非侵襲的に各種の炎症部位を診断することがで
きる。更にその利用を医療診断の分野で拡大すれば、血
管の閉鎖による温度変化を検知し、血管閉鎖部位の診断
が可能であり、大脳の部分的な温度変化を検知し、大脳
内の活動部位を測定することができるという可能性があ
る。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係る磁気共鳴サーモグラフィー方法を
実行するための装置構成を示すブロック図、第２図は測
定部分の概略拡大図、第３図は一般的な像作成方法を説
明するための波形図、第４図は本発明に係る磁気共鳴サ
ーモグラフィー方法を説明するための波形図である。 〔符号の説明〕 １・・・・・・磁石 ２・・・・・・患者用テーブル ３・・・・・・送信器 ４・・拳・・・照射コイル ５・・―＃奉・受信コイル ６・・・・・・送信器 ８・・・・・・傾斜磁場電源 ９・・・・・・傾斜磁場コイル １０・・・・・傾斜磁場制御部 １１・・・・・操作卓 １２φ−・・・コンピュータ １３−働φ・・バス １４・・・・・シーケンス制御部 ２１・・・・・被験者 ２３．２５・・高周波 ２４・・・・・断層選択用傾斜磁場パルス２８・・・・
・移動エンコード用傾斜磁場パルス ２９．３０・・読出し用傾斜磁場パルス４１、−−−・
−デフェーズパルス ４２・・・・・リフェーズパルス

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. （１）被検体に静磁場を与えると共に前記被検体に磁気
   共鳴を誘起させる周波数の電磁波を印加し、続いて前記
   被検体のＺ軸方向に断層選択用の傾斜磁場を印加し、前
   記被検体のＹ軸方向に位相エンコード用の傾斜磁場を印
   加し、前記被検体のＸ軸方向に所定の大きさの読出し用
   の傾斜磁場を所定時間だけ印加することにより、前記被
   検体で磁気共鳴信号が放射される部位を特定し、特定し
   た前記部位からの磁気共鳴信号を検出し、部位を変更し
   ながら前記磁気共鳴信号を多数収集し、収集した前記磁
   気共鳴信号に像再構成ための演算を実行して、前記被検
   体の所定箇所に関する２次元像又は３次元像を作成する
   磁気共鳴を利用した像作成方法において、前記磁気共鳴
   信号のコヒーレンシの低減状態を検出し得る読出し用の
   傾斜磁場を印加することにより、前記特定部位の温度を
   検出し、前記被検体の前記所定箇所の温度分布を計測・
   表示するようにしたことを特徴とする磁気共鳴サーモグ
   ラフィー方法。
2. （２）請求項１記載の磁気共鳴サーモグラフィー方法に
   おいて、前記読出し用の傾斜磁場にデフェーズパルスと
   リフェーズパルスを含み、これらのパルスによって前記
   磁気共鳴信号のコヒーレンシの低減状態を検出するよう
   にしたことを特徴とする磁気共鳴サーモグラフィー方法
   。
3. （３）請求項１又は２記載の磁気共鳴サーモグラフィー
   方法において、横緩和時間（Ｔ＿２）の値を得て、温度
   分布として計測した値の補正を行うことを特徴とする磁
   気共鳴サーモグラフィー方法。