JP2009119204A - インピーダンス分布測定方法及びインピーダンス分布測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】生体組織などの水包含物質の誘電率と導電率を画像計測する手法および画像計測装置を提供する。
【解決手段】静磁場に置かれた水包含物質６に対して、電極７から微弱な高周波電流を通電しながら及び通電せずに磁気共鳴信号を発生させ、両者の画像をもとに当該物質内部のインピーダンスすなわち誘電率および導電率の分布を求める。高周波電流の周波数を磁気共鳴周波数に一致させ、高周波電流の通電時および非通電時に当該物質近傍のプローブコイル３から加える高周波磁場の位相を、装置内の基準信号に対して０度および９０度に合わせてそれぞれ画像を取得する。通電の有無と、高周波磁場の位相の差により合計４枚の画像を得て、ピクセル毎の演算により導電率と誘電率の画像を生成する。
【選択図】図１

Description

本発明は、磁気共鳴信号により画像を取得する技術（ＭＲＩ）に関する。本発明は、また、ＭＲＩを用いた、電解液、生体組織、人体組織等の物質のインピーダンスすなわち誘電率と導電率の空間的な分布を測定するための技術に関する。

携帯電話や電磁調理器、送電線、磁気共鳴撮像装置などから発生する電磁場により、人体にどの程度の誘導電流やエネルギー吸収が生じるかを見積もることは、これら機器の安全性を示す上で不可欠である。また、脳波や脳磁図を用いた脳機能計測において、脳活動の分布を解析するためには、脳活動に伴って生じる脳内電流分布を解析する必要がある。これらの電磁場解析には、対象とする個体または臓器のインピーダンス分布を記述した解析モデルが必要である。現在主流となっている方法は、個体や臓器を、その三次元断層像から脳や筋肉などのいくつかの組織へ手作業で分割し、各組織のインピーダンスを、切り出した組織片から別途測定して割りあてるというものである。この方法は膨大な手間を要するため、標準となる人体モデルを数体程度作成するといった目的には有用だが、姿勢の変化や病変などを含んだ個別的な電磁界解析のニーズには対応しにくい。また、インピーダンスの値は、無傷のヒトの組織が持つ値と必ずしも一致しない。これらの問題を解決するためには、生体のインピーダンス分布を非侵襲に測定する手法の適用が有効である。

前記インピーダンスとは、物質の電気的特性量であり、交流電磁場に対する解析に用いやすいように一般に複素数で表示される。実数部は誘電率と呼ばれ、物質に外部から電場が加えられたときに当該物質の表面にどれくらいの電荷が生じるかを表す指標である。通常は真空の誘電率に対する比で表わされるため単位を持たない。虚数部は導電率と呼ばれ、物質に外部から電場が加えられたときに当該物質にどれくらいの電流が流れるかを表す指標であり、単位はＳ／ｍである。これらの他に磁気的特性量として透磁率があるが、生体組織の透磁率は真空における値で近似して実用上は差し支えないため、誘電率と導電率の空間分布を求めることができれば生体の電磁場解析には十分である。

磁気共鳴信号とは、均一な静磁場の中に置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ＭＲＩｍａｇｅ、略してＭＲＩと言い、それを取得すること又は方法をＭＲＩｍａｇｉｎｇ、略してこれもＭＲＩと言う。

前述のような、三次元断層像から組織分割を行い、各組織のインピーダンスを割り当てる方法で構築されたモデルは、日本の情報通信研究機構をはじめ、世界の複数の機関から公開されている（例えば、非特許文献１参照）。１から数ミリメートルの空間分解能を持ち、組織の種類は数十に及ぶ。人体に加えて、ラットやサルなどの動物のモデルも提供されている。

電磁場解析の個別的なニーズに対応するためには、生体内のインピーダンス分布を測定する技術が必要である。そのような技術としてインピーダンストモグラフィ（インピーダンスＣＴとも呼ばれる）がある。これは、生体表面の様々な位置に数十個の電極を貼り付け、その中の特定の電極間に電流を流しながら、各電極の電圧を測定し、生体内部のインピーダンス分布を推定する手法である。電流を流すパターンや装置、インピーダンスを推定するアルゴリズムに、さまざまなものが提案されている（例えば、特許文献１、特許文献２、特許文献３参照）。しかしながら、限られた数の電極を用いて内部のインピーダンス分布を詳細に推定することはできないため、実質的な分解能は高々センチメートル程度にとどまり、電磁場解析への応用はほとんど進んでいない。

ＭＲＩは、疾患の診断に広く利用されている技術だが、温度や流れなど多様な物理量の画像計測に応用されている。電気的特性量もその一つであり、ＭＲＩ撮像中に測定物へ電磁場を加えて、その際の画像の変化を読み取ることで、測定物のインピーダンスを反映した画像を得る手法も提案されている（例えば、特許文献４、非特許文献２、非特許文献３参照）。ただし、これらの手法はインピーダンスを定性的に調べることを目的としており、誘電率や導電率の具体的な数値を得ることはできない。

電解質溶液において、水の自己拡散係数は導電率と比例関係にある。生体組織では細胞膜が大きな電気抵抗を有するため、周波数の低い電流は細胞膜をほとんど透過せず、細胞外空間のみを流れるという近似がよく成立する。ＭＲＩを用いて生体組織の細胞外空間に含まれる水の自己拡散係数を測定して、組織の実効的な導電率を推定する手法が提案されている（例えば、非特許文献４参照）。低周波電流に対する導電率に限れば、この方法で求めることはできるが、高周波電流に対する導電率や、誘電率を求めることはできない。
特開平９−５１００１４号公報 電気インピーダンス・トモグラフィ 特開２０００−１３９８６６号公報 電気インピ−ダンストモグラフィ装置 特開平１０−２５３５６２号公報 電気インピーダンス分布の測定方法 特開２００２−２０９８６８号公報 原子核スピン緩和及び分子拡散の促進方法並びに磁気共鳴撮像装置 長岡智明、櫻井清子、国枝悦夫、渡辺聡一、本間寛之、鈴木保、河合光正、酒本勝之、小川幸次、此川公紀、久保田勝巳、金鳳洙、多氣昌生、山中幸雄、渡辺敏：「日本人成人男女の平均体型を有する全身数値モデルの開発」、生体医工学、４０巻、２３９−２４６頁、２００２年 Ｕｅｎｏ Ｓ、Ｉｒｉｇｕｃｈｉ Ｎ、Ｉｍｐｅｄａｎｃｅ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ：ａｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｉｍｐｅｄａｎｃｅ ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎｓ ｂａｓｅｄ ｏｎ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ、Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ａｐｐｌｉｅｄ Ｐｈｙｓｉｃｓ ８３巻、６４５０−６４５２頁、１９９８年 Ｙｕｋａｗａ Ｙ、Ｉｒｉｇｕｃｈｉ Ｎ、Ｕｅｎｏ Ｓ、Ｉｍｐｅｄａｎｃｅ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ ｗｉｔｈ ｅｘｔｅｒｎａｌ ＡＣ ｆｉｅｌｄ ａｄｄｅｄ ｔｏ ｍａｉｎ ｓｔａｔｉｃ ｆｉｅｌｄ、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｍａｇｎｅｔｉｃｓ ３５号、４１２１−４１２３頁、１９９９年 Ｓｅｋｉｎｏ Ｍ、Ｙａｍａｇｕｃｈｉ Ｋ、Ｉｒｉｇｕｃｈｉ Ｎ、Ｕｅｎｏ Ｓ、Ｃｏｎｄｕｃｔｉｖｉｔｙ ｔｅｎｓｏｒ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｔｈｅ ｂｒａｉｎ ｕｓｉｎｇ ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ−ｗｅｉｇｈｔｅｄ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ、Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ａｐｐｌｉｅｄ Ｐｈｙｓｉｃｓ ９３号、６７３０−６７３２頁、２００３年

ところで、前述の３次元断層像から生体の電磁場解析モデルを構築する手法は膨大な手間を要する点が問題であり、解析の対象となる個人の体型や姿勢、病変の有無などを考慮することが必要な解析用途には適さない。また、各組織の誘電率や導電率は、動物などから切り出した組織片の測定値に基づいて与えられている。切り出された組織では、血流の不足や神経の切断などによって細胞の状態が変わるため、無傷の時の測定値と一致する保証は無い。また、例えば胃のように本来は誘電率や導電率の異なる何層かの組織から構成される臓器や、脳の白質のように、導電率が強い異方性を持っており、その方向性も各部位で異なるような臓器であっても、単一の誘電率と導電率で近似されるため、現実の生体の臓器や組織が持つ不均一性を十分に再現できないのが実情である。

インピーダンス・トモグラフィやＭＲＩなど、導電率の画像化を行う手段がいくつか提案されているが、これらは分解能が十分でなかったり、定量的な測定を行えなかったりするため、測定されたデータは電磁場解析に用いられていないのが実情である。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、ＭＲＩ装置内におかれた水包含物質に高周波電流を通電したときに誘電率と導電率の分布に応じた画像上の変化が生じることを利用して、誘電率と導電率を画像計測する手法を提供することを目的とする。また、本発明の他の目的は、誘電率と導電率を画像計測することができる装置を提供することにある。

請求項１記載の発明は、静磁場に置かれた水包含物質に対して、微弱な高周波電流を通電しながら及び通電せずに核磁気共鳴信号を発生させ、両者の画像をもとに当該物質内部のインピーダンスすなわち誘電率および導電率の分布を求める方法であって、高周波電流の周波数が磁気共鳴周波数に等しく、高周波電流の通電時および非通電時に当該物質近傍のプローブコイルから加える高周波磁場の位相が装置内の基準信号に対して０度および９０度であり、プローブコイルの高周波磁場は正極性と負極性で等しい時間幅で順に加えられ、高周波電流は正極性のみでプローブコイルの磁場発生時間を通じて通電され、高周波電流は静磁場とおよそ等しい方向に通電されることを特徴とする。

請求項２記載の発明は、均一な静磁場を発生する手段と、高周波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、当該物質に高周波電流を通電する手段と、高周波電流とプローブコイルの高周波磁場との位相差を０度および９０度に保つ手段と、通電時および非通電時の画像を演算する手段とを備えることにより、当該物質内部の誘電率および導電率を求めることを可能としたことを特徴とする。

本発明において、ＭＲＩ装置を用いて生体組織などの水包含物質に高周波電流を流した状態と流さない状態とで画像を取得し、それらの画像に演算を施すことで、水包含物質の誘電率と導電率の分布を求める方法を提供することができる。

また、本発明において、生体等の水包含物質の誘電率と導電率を、ミリメートルの高分解能で定量的かつ非侵襲に画像計測する装置を提供することができる。

本発明について、以下具体的に説明する。図１は、本発明の実施形態に係るインピーダンス分布測定装置構成のブロック図を示す。

図１において、マグネット１は超電導コイルまたは永久磁石で作成され、内部に均一な静磁場を発生する。静磁場強度は例えば０．２〜７Ｔ、好ましくは１．０Ｔ〜１．５Ｔの範囲である。磁場均一度は、人体や各種測定物の中で測定対象とする部位より十分に広い範囲で、１ｐｐｍ程度のレベルの乱れに抑えられている。また、その強度と均一度は、少なくともＭＲＩ測定がおこなわれる間、安定に保たれる。この静磁場が、測定物中の原子核にゼーマン分裂を生じさせ、磁気共鳴信号の発生を可能にする。装置の座標系は、慣例に従って、マグネットの静磁場の方向をｚ方向とする。

傾斜磁場コイル２は、強度が空間的に変化する、すなわち傾斜を持つ磁場を、数ミリ秒の時間幅で生成する。傾斜磁場コイルは、図示しないコンピュータから信号を受けた傾斜磁場電源から、電流の供給を受ける。傾斜磁場コイルは、ｘ方向、ｙ方向、ｚ方向にそれぞれ傾斜を発生する３個のコイルが１組となっており、それらのコイルが組み合わされて同時に動作する結果、任意の方向への傾斜を発生する。人体や各種測定物の中で測定対象とする部位より十分に広い範囲で、強度の変化は、位置に対して直線的となる。傾斜磁場の最大強度は、例えば１０〜１００ｍＴ／ｍの範囲である。傾斜磁場の強さや時間幅を工夫することで、測定対象内の任意の断面のみから磁気共鳴信号を得たり、測定対象中の異なる位置から発せられた信号を分離することができる。

プローブコイル３は、高周波磁場を測定対象に照射する。また、その直後に測定対象から発生する同周波数の磁場を検出する。高周波磁場の周波数ｆには、ｆ＝γＢの関係があり、Ｂはマグネット１が発生する磁場の強度、γは測定物内に含まれる原子核に固有の定数であり、ほとんどのＭＲＩで選択される水素原子核の場合にはγ＝４２．６ＭＨｚ／Ｔである。磁場照射時には、パワーアンプ４から高周波電流の供給を受ける。パワーアンプは、制御コンピュータの指令に従って、周波数と位相を任意に調整することができる。磁場検出時には、測定物内に含まれる水素原子核の磁気モーメントが運動することによって、プローブコイルに微弱な誘導起電力が生じる。これがアンプ５で増幅され、磁気共鳴信号として記録される。

測定物６は、磁気共鳴信号を発生する原子核、すなわち陽子と中性子少なくとも一方が奇数の原子核を含む物質から成る。中でも、自然界に多く存在し、発生する磁気共鳴信号の強度が最も強い水素原子核を含む物質が適している。さらに、ＭＲＩとして十分な磁気共鳴信号を得るために、高周波磁場の照射を行って原子核がエネルギーを吸収してから元のエネルギーに戻るまでの時間であるＴ１緩和時間が数十ミリ秒から数秒の間で、かつ磁気共鳴信号が時間とともに減衰していく特性時間であるＴ２緩和時間ができる限り長い物質が適している。比誘電率は例えば１〜１００程度の範囲にあり、導電率は例えば０．０１〜１０Ｓ／ｍの範囲にあり、非磁性の物質が測定に適している。生体組織は、最も測定に適した物質の一つである。

測定物６には、電極７から高周波電流が通電される。高周波電流は、パワーアンプ８から供給される。パワーアンプ４と、パワーアンプ８とは、同周波数で動作し、制御コンピュータの指令に従って互いの位相差が調整される。電極７とその導線は非磁性材料で作成され、例えば白金電極と銅の導線の組み合わせが適している。また、プローブコイル３から照射される高周波磁場を乱さないよう、電極と導線はできる限り小さく作成されるのが好ましい。電極は最低でも１対必要で、測定物全体の誘電率と導電率の分布を得たければ測定物の両端に配置するのが好ましく、測定物の一部を対象とするならば、対象部位の近傍に１対の電極を配置すればよい。

図１の構成要素１、２、３、４、５は、従来のＭＲＩ装置に備わっているものを、そのまま使用できる。構成要素６、７、８を、本発明を実施するために新たに用意する必要がある。

図２は、本発明の実施形態に係るインピーダンス分布測定方法のうち、ＭＲＩ装置の各構成要素の動作タイミングチャート（パルスシークエンス）を示す。ＲＦ１はプローブコイル３の動作を示し、ＲＦ２は測定物に通電される電流を示す。Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚは、傾斜磁場コイル２の動作を示す。動作９ならびに１０が、本発明に固有の動作であり、残りの動作は従来の測定手法（スピンエコー法）と変わらない。

動作９は、上記周波数ｆで数ミリ秒間、一定の強度で測定物に照射されるパルス高周波磁場を表す。前半と後半は逆の位相を持ち、時間幅は等しい。動作１０は、同周波数ｆと一定の強度をもって測定物に通電される電流を表わす。動作１０の開始と終了は、動作９に合わせる。動作９の前半は、はじめにｚ方向を向いていた巨視的磁化を、ｘｙ面内の高周波磁場方向を軸として回転させる作用を持つ。回転角度は例えば３６０度程度である。後半は、同じ回転軸で逆向きに回転させる作用をもつので、動作９単独であれば、動作前後の巨視的磁化に変化は生じない。動作１０は、測定物への通電によって測定物内に交流磁場を発生させる。動作９の磁場と、動作１０の磁場とは、ベクトル的に足しあわされて巨視的磁化に影響を与える。動作１０の磁場が、動作９の磁場に比べて十分に小さければ、足しあわされた磁場の向きは動作９の磁場の向きに等しいと近似して差し支え無く、また足しあわされた磁場の強度は、動作９の磁場と、それに平行な動作１０の磁場の成分とを足し合わせたものになる。動作１０の磁場は反転させないので、巨視的磁化が正味に回転する角度θ１は、動作９の磁場に平行な動作１０の磁場の成分に依存し、これをｂ１とするならθ１＝２πγｂ１となる。このようなパルスシークエンスを動作させる結果、測定物内の巨視的磁化の角度θ１の分布を測定することができる。さらに、動作９においてプローブコイルに供給する電流の位相を９０度変化させると、高周波磁場の方向がｘｙ平面内で９０度変わるので、動作１０の磁場の、上とは垂直な方向の成分を反映した、巨視的磁化の角度θ２の分布を求めることができる。

前項の手順によりθ１とθ２を画像計測した後、ピクセル毎の演算により−∇＾２（θ１−ｉθ２）／（θ１−ｉθ２）の画像を求める。この画像の実数部を４π＾２・ｆ＾２・μ０で割ると誘電率の画像が得られ、虚数部を２πｆμ０で割ると導電率の画像が得られる。ここでμ０は真空の透磁率である。

以下、実施例を挙げ、本発明をより具体的に詳細に説明するが、本発明はその要旨を超えない限り、以下の実施例に限定されるものではない。

（実施例１）
＜電解質溶液の測定＞
水とエタノールを体積比３対７で混合した溶液に、塩化ナトリウムを重量濃度３．２％で溶解させ、テスト測定試料とした。この溶液の比誘電率は４０、導電率は０．１４Ｓ／ｍである。測定に使用した容器の概略を図３に示す。直径３ｃｍ、長さ１０ｃｍのアクリル製パイプ１１に溶液を満たし、溶液に通電するため、両端に同直径の白金製円板電極１２を貼り付けた。白金電極から、直径１．２ｍｍの銅製リード線１３をのばし、インピーダンス５０Ωの同軸ケーブル１４でパワーアンプに接続した。この容器を、ＭＲＩ装置（Ｖａｒｉａｎ社 ＵＮＩＴＹ ＩＮＯＶＡ）の測定部にセットし、ＭＲＩ測定を行った。測定断面は、パイプ１１の中央を通る円形断面とした。ＭＲＩ信号の測定条件は下記の通りとした。

ＭＲＩ信号測定条件：静磁場強度＝４．７Ｔ、繰り返し時間（ＴＲ）＝１０００ｍｓ、エコー時間（ＴＥ）＝１５ｍｓ、スライス厚＝１０ｍｍ、視野（ＦＯＶ）＝５０×５０ｍｍ。

測定された誘電率と導電率の空間分布を図４に示す。１５と１６はそれぞれ断面上の比誘電率と導電率の分布であり、１７と１８は、断面中心を通る直線上でみた比誘電率と導電率である。ある程度の誤差を含むものの、測定した溶液の値（比誘電率は４０、導電率は０．１４Ｓ／ｍ）に近い測定値を得た。測定誤差の原因は、プローブコイルから出る高周波磁場の不均一によるものが大きい。

（実施例２）
＜生体組織の測定＞
マウスを麻酔薬の過剰投与により安楽死させ、断層像上で誘電率と導電率の測定を行った。皮膚の電気抵抗を低減するため、徐毛クリームで体毛を取り除き、上記溶液に全身を浸して図３の容器に入れ、溶液ごと通電した。測定条件は、実施例１と同じである。

測定された誘電率と導電率の空間分布を図５に示す。１９は従来の測定手法（Ｔ１強調スピンエコー）で測定した解剖画像であり、胴体断面上に肝臓や脊椎が確認できる。２０と２１はそれぞれ比誘電率と導電率の分布を表す。このように、本発明に記載の手法と装置を用いて、電解質溶液や生体組織の誘電率や導電率を、非侵襲かつ高分解能で画像計測することができた。

本発明の実施形態に係るインピーダンス分布測定装置の構成の一例を示す図である。 本発明の実施形態に係るインピーダンス分布測定方法のうち、ＭＲＩ装置の各構成要素の動作タイミングチャート（パルスシークエンス）を示す図である。 実施例１と実施例２における測定試料の容器を示す図である。 実施例１における、電解質溶液の断面で表示した比誘電率と導電率の分布と、容器中心を通る直線上で表示した比誘電率と導電率の分布を示す図である。 実施例２における、マウス胴体の解剖画像と、比誘電率の画像、導電率の画像を示す図である。

符号の説明

１マグネット、２傾斜磁場コイル、３プローブコイル、４パワーアンプ、５アンプ、６測定物、７電極、８パワーアンプ、９プローブコイルから照射される高周波磁場の動作、１０測定物への通電の動作、１１アクリル製パイプ、１２電極、１３リード線、１４同軸ケーブル、１５電解質溶液試料断面の比誘電率分布、１６電解質溶液試料断面の導電率分布、１７容器中心を通る直線上で示した電解質溶液の比誘電率分布、１８容器中心を通る直線上で示した電解質溶液の導電率分布、１９マウスの解剖画像、２０マウスの比誘電率画像、２１マウスの導電率画像。

Claims (2)

1. 静磁場に置かれた水包含物質に対して、微弱な高周波電流を通電しながら及び通電せずに核磁気共鳴信号を発生させ、両者の画像をもとに当該物質内部のインピーダンスすなわち誘電率および導電率の分布を求める方法であって、高周波電流の周波数が磁気共鳴周波数に等しく、高周波電流の通電時および非通電時に当該物質近傍のプローブコイルから加える高周波磁場の位相が装置内の基準信号に対して０度および９０度であり、プローブコイルの高周波磁場は正極性と負極性で等しい時間幅で順に加えられ、高周波電流は正極性のみでプローブコイルの磁場発生時間を通じて通電され、高周波電流は静磁場とおよそ等しい方向に通電されることを特徴とする方法。
2. 均一な静磁場を発生する手段と、高周波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、当該物質に高周波電流を通電する手段と、高周波電流とプローブコイルの高周波磁場との位相差を０度および９０度に保つ手段と、通電時および非通電時の画像を演算する手段とを備えることにより、当該物質内部の誘電率および導電率を求めることを可能としたことを特徴とするインピーダンス分布測定装置。