JP2009195614A - 撮像装置 - Google Patents

Abstract

【課題】ＭＲＩとＭＰＩ／ＭＰＨとを簡易な構成により実現する。
【解決手段】静磁場コイルユニット１１および静磁場電源１２は、静磁場を発生する。傾斜磁場コイルユニット１３および傾斜磁場電源１４は、静磁場に傾斜磁場を重畳する。ＲＦコイルユニット１９および送信機２０は、静磁場中に配置された被検体２００に印加する第１の高周波磁場を発生する。ＲＦコイルユニット１９および受信機２１は、被検体２００から放射される磁気共鳴信号を受信する。演算ユニット２６は、受信された磁気共鳴信号に基づいて被検体２００に関する画像を再構成する。反発磁場コイルユニット１５および反発磁場電源１６は、静磁場磁石からの漏洩磁場を相殺してゼロ磁場領域を形成する反発磁場を発生する。ＲＦコイルユニット１９およびレコーディングコイル駆動部２２は、ゼロ磁場領域に配置された被検体２００に印加する第２の高周波磁場を発生する。
【選択図】 図１

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング（magnetic resonance imaging：ＭＲＩ）と磁性微粒子イメージング（magnetic particle imaging：ＭＰＩ）および／または磁性微粒子温熱療法（magnetic particle hyperthermia：ＭＰＨ）とを行う機能を兼ね備えた撮像装置に関する。

Philips社により、ＭＰＩ（magnetic particle imaging）と呼ばれるイメージング装置のコンセプトが提案された（非特許文献１および非特許文献２を参照）。この装置の原理を以下に説明する。

図１９はＭＰＩ装置の原理的な構成を示す図である。

いま、磁性微粒子（以下、磁性ナノ粒子と称する）を分散させ、かつ支持体がゲルに磁性ナノ粒子が分散・固定されたファントム１があると仮定する。一対のセレクション・フィールドコイル（selection field coil）２のそれぞれから出る磁力線が互いに向かい合うように静磁場を発生させると、その中心に、磁場強度がある閾値以下となるゼロ磁場領域（field-free field）が生じる。このような不均一磁場内に上記ファントム１を置き、これにレコーディングコイル（recording coil）３を使って、適切な振幅を有し、かつ高調波を含まない高周波磁界を印加する。そうすると、ゼロ磁場領域にある磁性ナノ粒子は、磁気未飽和と磁気飽和の状態を行き来するため、レコーディングコイル３を駆動する駆動アンプから見ると電気的に非線形なインピーダンスを有する負荷を駆動したのと等価になる。そのため出力波形（電圧駆動の場合は出力電流波形、電流駆動の場合は出力電圧波形）には高調波が発生する。これは、例えばトランスが飽和した際の励磁電流の波形に類似している。一方、磁気飽和している領域、すなわちゼロ磁場領域以外の領域にある磁性ナノ粒子に対しては、無負荷を駆動したのと等価になるため、高調波が殆ど含まれない出力波形が観測されることになる。そこで、高調波成分の含有量はゼロ磁場領域に存在する磁性ナノ粒子の分量に比例するものと考えられる。ファントム１に対するゼロ磁場領域の位置をシフトさせながら様々な位置で得られる出力波形における高周波成分の含有量をそれぞれ測定して、各位置における画素の輝度値を測定した含有量に応じた値とすることによって、磁性ナノ粒子の分布量を表す画像が得られる。

ファントム１に対するゼロ磁場領域のシフトは、Ｘ、Ｙ、Ｚ軸方向にオフセット均一磁場を発生させるドライビングフィールドコイル（driving field coil）を使ってゼロ磁場領域を電気的に３次元走査する方法や、ファントムを載せたステージを機械的に移動させて３次元走査する方法により実現される。なおドライビングフィールドコイルは、例えば図１９に示すような一対のＸコイル４、一対のＹコイル５および一対のＺコイル６を含んで構成される。

以上がＭＰＩの基本原理である。

非特許文献１ではさらに、レコーディングコイル３に印加する高周波電力を大きくすれば、ヒステリシス損、ブラウン緩和、ネール緩和などに起因する磁性ナノ粒子の発熱現象を利用してゼロ磁場領域にある磁性ナノ粒子を発熱させ、それ以外の領域にある磁性ナノ粒子は殆ど発熱させずに済むことが示唆されている。すなわち、従来のハイパーサーミアでは実現困難であった、ピンポイントでの選択的な加温制御が可能となるという可能性についての示唆も与えている。

しかしながら、静注されたＭＲＩ造影剤（例えば、日本シェーリング株式会社製のResovist（登録商標））の体内濃度から推定されるＭＰＩによるＳ／Ｎは、ＭＲＩ装置のＳ／Ｎより２桁オーダ高くなると見積もられており、磁性ナノ粒子の分布しか検出できないという制約があるものの高感度な撮像方法として期待されている。

一方、別のイメージング法として、磁気共鳴イメージング法（以下、ＭＲＩと称する）は広く知られている。

現在最も一般的なＭＲＩ装置は、１．５Ｔ超電導マグネットを使った横置き円筒型のもので、３Ｔのものも徐々に普及しつつある。ＭＰＩではゼロ磁場を発生させることが不可欠で、その大きさ（分解能に対応）を所望のサイズ内におさめることが重要である。そのゼロ磁場領域は「磁性ナノ粒子の磁化がその材質の飽和磁束密度を真空の透磁率で割った値以下となる外部磁場の空間」と定義できる。このため、磁性ナノ粒子が高透磁率であってそれに磁束飽和を起させる外部磁場が低ければ低いほど、強力な超電導磁石で発生させた静磁場勾配が大きければ大きいほど、ゼロ磁場領域を小さくでき、結果的に空間分解能を高くすることができる。現在の技術を応用することで、ＭＰＩで必要とされる１ｍｍ以下オーダーの分解能を実現するために必要な磁性ナノ粒子、超電導磁石も現在の技術の範囲内で十分実現可能である。
Bernhard Gleich、Juergen Weizenecker、"Tomographic imaging using the nonlinear response of magnetic particles" Nature Letters Vol.435, ２００５年６月３０日、Ｐ．１２１４−１２１７ B.Gleich、J.Borgert、J.Weizenecker、"Magnetic Particle Imaging (ＭＰＩ)"、MEDICAMUNDI 50/1、２００６年５月、Ｐ．６６−７１

ＭＰＩでは、磁性ナノ粒子の存在分布を定量的に検出することしかできず、人体などの被検体の形態画像を撮像することはできない。このため臨床的には、ＭＲＩ、Ｘ線ＣＴ、超音波撮像などの既存のイメージング技術と組み合わせて用いる必要がある。すなわち、既存の撮像装置とＭＰＩ装置および／またはＭＰＨ装置とを融合した撮像装置が望まれると考えられる。

しかしながら、既存のイメージング装置とＭＰＩ装置および／またはＭＰＨ装置とを全く個別に構成して融合したのでは、得られる撮像装置は大掛かりな構成になってしまうことは明らかである。

本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは、磁気共鳴イメージングとＭＰＩおよび／またはＭＰＨとを融合した撮像装置を簡易な構成により実現することにある。

本発明の一態様による撮像装置は、静磁場を発生する静磁場磁石と、前記静磁場に傾斜磁場を重畳する傾斜磁場磁石と、前記静磁場中に配置された被検体に印加するための第１の高周波磁場を発生する第１の高周波磁場コイルと、前記被検体から放射される磁気共鳴信号を受信する第１の受信手段と、前記第１の受信手段により受信された前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体に関する画像を再構成する手段と、前記静磁場磁石からの漏洩磁場と局所的に相殺させることによりゼロ磁場領域を形成するための反発磁場を発生する反発磁場磁石と、前記ゼロ磁場領域に移動された前記被検体に印加するための第２の高周波磁場を発生する第２の高周波磁場コイルとを備える。

本発明によれば、磁気共鳴イメージングとＭＰＩおよび／またはＭＰＨとを簡易な構成により実現する撮像装置を提供できる。

以下、図面を参照して本発明の一実施形態について説明する。

図１は本実施形態に係る撮像装置１００の構成を示す図である。なお図１においては一部を簡略化して、あるいは破断して示している。

この撮像装置１００は、静磁場発生部、傾斜磁場発生部、反発磁場発生部、ドライブ磁場発生部、高周波送受信部および制御・演算部を備えている。そしてこの撮像装置１００は構成要素として、静磁場コイルユニット１１、静磁場電源１２、傾斜磁場コイルユニット１３および傾斜磁場電源１４からなるＭＲＩ装置の部分と、反発磁場コイルユニット１５、反発磁場電源１６、ドライブ磁場（ドライビングフィールド）コイルユニット１７、ドライブ磁場コイル駆動部（ＤＦコイル駆動部）１８、高周波コイルユニット１９、送信機２０、受信機２１、レコーディングコイル駆動部２２、出力検出部２３、シーケンサ２４、ホスト計算機２５、演算ユニット２６、記憶ユニット２７、表示器２８、入力器２９、基台部３０、天板３１およびガイドレール３２からなるＭＰＩ装置および／またはＭＰＨ装置の部分とから構成される。

さらにこの撮像装置１００は、上記の構成要素の一部を収容するためにＭＲガントリ１１０およびＭＰガントリ１２０を備える。ＭＲガントリ１１０およびＭＰガントリ１２０は、それぞれ空間１１０ａ，１２０ａを有している。空間１１０ａ，１２０ａは、いずれもＺ軸方向の両端が開口されている。ＭＲガントリ１１０およびＭＰガントリ１２０は、空間１１０ａ，１２０ａがＺ軸方向、すなわち静磁場方向に直列に並ぶように配置される。ＭＲガントリ１１０およびＭＰガントリ１２０は、互いの間に間隙を形成するように離間して配置されている。空間１２０ａは、空間１１０ａよりも開口面積が大きい。ただし、ＭＲガントリ１１０およびＭＰガントリ１２０は、間隙をほとんど形成しないように配置されていても良いし、互いに接合されていても良い。また空間１１０ａは、ＭＰガントリ１２０からの遠端においては必ずしも開口している必要はない。

静磁場発生部は、静磁場コイルユニット１１および静磁場電源１２を含む。静磁場コイルユニット１１は、ＭＲガントリ１１０に収容されている。静磁場コイルユニット１１は、空間１１０ａの周囲にリング状に配置された静磁場コイルを少なくとも１つ含む。この静磁場コイルとしては、例えば超電導コイルまたは常電導コイルが使用される。この超電導コイルが用いられる場合に静磁場コイルユニット１１には、静磁場コイルを冷却するための冷却機構などが含まれ、図示しない冷却機によって静磁場コイルを超電導状態に保つ。静磁場電源１２は、静磁場コイルユニット１１を励磁もしくは減磁する場合にだけ電流を供給する。かくして静磁場発生部は、空間１１０ａの中に静磁場Ｂ₀を発生する。この静磁場Ｂ₀の磁場方向は、Ｚ軸方向にほぼ一致する。なお、静磁場発生部には、さらにシムコイルおよびシム電源や鉄シムが設けられ、静磁場の均一性の補正が図られることがある。

傾斜磁場発生部は、傾斜磁場コイルユニット１３および傾斜磁場電源１４を含む。傾斜磁場コイルユニット１３は、ＭＲガントリ１１０に収容されている。傾斜磁場コイルユニット１３は、空間１１０ａと静磁場コイルユニット１１との間に配置された３組の傾斜磁場コイルを備える。３組の傾斜磁場コイルは、互いに直交するＸ軸方向、Ｙ軸方向およびＺ軸方向のそれぞれの傾斜磁場を発生させる。傾斜磁場電源１４は、シーケンサ２４の制御のもとで、３組の傾斜磁場コイルに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流をそれぞれ供給する。かくして傾斜磁場発生部は、傾斜磁場電源１４から３組の傾斜磁場コイルのそれぞれに供給するパルス電流を制御することにより、物理軸である３軸（Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸）方向の傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場Ｇss、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇpe、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇroからなる各論理軸方向のそれぞれの傾斜磁場を任意に設定する。スライス方向、位相エンコード方向および読出し方向の各傾斜磁場Ｇss，Ｇpe，Ｇroは、静磁場Ｂ₀に重畳される。

反発磁場発生部は、反発磁場コイルユニット１５および反発磁場電源１６を含む。反発磁場コイルユニット１５は、ＭＰガントリ１２０に収容されている。反発磁場コイルユニット１５は、空間１２０ａの周囲にリング状に配置された反発磁場コイルを少なくとも１つ含む。この反発磁場コイルとしては、例えば超電導コイルまたは常電導コイルが使用される。この超電導コイルが用いられる場合に反発磁場コイルユニット１５には、反発磁場コイルを冷却するための冷却機構などが含まれ、図示しない冷却機によって反発磁場コイルを超電導状態に保つ。反発磁場電源１６は、反発磁場コイルユニット１５に電流を供給する。かくして反発磁場発生部は、空間１２０ａの中およびその近傍に静磁場を発生させる。この静磁場の磁場方向は、ＭＲガントリ１１０の外部に及んだ漏洩磁場の磁力線と向かい合う方向である。かくして、反発磁場発生部で発生される静磁場は、ＭＲガントリ１１０からの漏洩磁場に反発するから、これを反発磁場と称する。

ドライブ磁場発生部は、ドライブ磁場コイルユニット１７およびドライブ磁場コイル駆動部１８を含む。ドライブ磁場コイルユニット１７は、ＭＰガントリ１２０に収容されている。ドライブ磁場コイルユニット１７は、図１９に示した一対のＸコイル４、一対のＹコイル５および一対のＺコイル６にそれぞれ相当するコイルを含む。これらのコイルは、空間１２０ａの周囲に配置されている。ドライブ磁場コイル駆動部１８は、ドライブ磁場コイルユニット１７に含まれる各コイルに適宜に電流を供給する。かくしてドライブ磁場発生部は、ドライブ磁場コイル駆動部１８からの供給電流を制御することにより、ゼロ磁場領域の位置をシフトさせるための任意のオフセット磁場（ドライブ磁場）を空間１２０ａおよびその周辺に発生する。

高周波送受信部は、高周波コイルユニット１９、送信機２０、受信機２１、レコーディングコイル駆動部２２および出力検出部２３を含む。高周波コイルユニット１９は、被検体２００の近傍に配置される。高周波コイルユニット１９は、少なくとも１つの高周波コイルを含む。送信機２０および受信機２１は、シーケンサ２４の制御の下で動作する。送信機２０は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を起こさせるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスを高周波コイルユニット１９に供給する。受信機２１は、高周波コイルユニット１９が受信したエコー信号などのＭＲ信号を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、あるいはフィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してエコー信号に応じたデジタル量のエコーデータ（原データ）を生成する。レコーディングコイル駆動部２２および出力検出部２３は、ホスト計算機２５の制御の下で動作する。レコーディングコイル駆動部２２は、適切な振幅を有し、かつ高調波を含まない高周波電流を高周波コイルユニット１９に供給する。出力検出部２３は、レコーディングコイル駆動部２２の出力電力の変化を検出する。また出力検出部２３は、出力電力の変化に含まれる高調波信号をフーリエ変換する。

制御・演算部は、シーケンサ２４、ホスト計算機２５、演算ユニット２６、記憶ユニット２７、表示器２８および入力器２９を含む。

シーケンサ２４は、ＣＰＵおよびメモリを備えている。シーケンサ２４は、ホスト計算機２５から送られてきたパルスシーケンス情報をメモリに記憶する。シーケンサ２４のＣＰＵは、メモリに記憶したシーケンス情報にしたがって、傾斜磁場電源１４、送信機２０および受信機２１の動作を制御するとともに、受信機２１が出力したエコーデータを一旦入力し、これを演算ユニット２６に転送する。ここで、シーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源１４、送信機２０および受信機２１を動作させるために必要な全ての情報であり、例えば３組の傾斜磁場コイルに印加するパルス電流の強度、印加時間および印加タイミングなどに関する情報を含む。

ホスト計算機２５は、予め定められたソフトウエア手順を実行することにより実現される各種の機能を有している。この機能の１つは、シーケンサ２４にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する。上記の機能の１つは、高周波コイルユニット１９がＭＲガントリ１１０内にあるときのみ使われる送信機２０および受信機２１と、高周波コイルユニット１９がＭＰガントリ１２０内にあるときのみ使われるレコーディングコイル駆動部２２および出力検出部２３とが同時に動作しないように動作モードに応じて制御する。具体的にはホスト計算機２５は、ＭＲＩモード時には送信機２０および受信機２１を動作させ、ＭＰＩモード時およびＭＰＨモード時にはレコーディングコイル駆動部２２および出力検出部２３を動作させる。上記の機能の１つは、ＭＰＩモード時とＭＰＨモード時とでレコーディングコイル駆動部２２が出力する高周波電流の振幅や周波数を変更させる。

演算ユニット２６は、受信機２１が出力したエコーデータを、シーケンサ２４を通して入力する。演算ユニット２６は、入力したエコーデータを、内部メモリに設定したフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）に配置する。演算ユニット２６は、フーリエ空間に配置されたエコーデータを２次元または３次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データ（ＭＲ画像データ）を再構成する。また演算ユニット２６は、必要に応じて、画像に関するデータの合成処理や差分演算処理などを行うことができる。

記憶ユニット２７は、ＭＲ画像データ、ＭＰ画像データ、さらには上述の合成処理や差分処理が施された画像データを記憶する。

表示器２８は、ユーザに提示するべき各種の画像をホスト計算機２５の制御の下に表示する。表示器２８としては、フラットパネルディスプレイと称される通常の表示デバイスを利用可能である。

入力器２９は、術者が希望する撮影条件、パルスシーケンス、画像合成や差分演算に関する情報などの各種の情報を入力する。入力器２９は、入力した情報をホスト計算機２５に送る。入力器２９としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に備える。

寝台部は、基台部３０、天板３１およびガイドレール３２を含む。基台部３０は、天板３１を支持する。基台部３０は、天板３１をＸ軸、Ｙ軸およびＺ軸の各方向にそれぞれ移動させることができる。天板３１は、その上面に被検体２００が載置される。天板３１は、基台部３０によってＺ軸方向に移動されることで、被検体２００を空間１１０ａ，１２０ａに送り込んだり、空間１１０ａ，１２０ａから抜き出したりする。ガイドレール３２は、空間１１０ａ内にてＭＲガントリ１１０に取り付けられている。ガイドレール３２は、空間１１０ａ内に送り込まれた天板３１を支持するとともに、天板３１のＺ軸方向への移動を案内する。

図２は図１中のドライブ磁場コイル駆動部１８、レコーディングコイル駆動部２２および出力検出部２３の具体的な構成例を示す図である。

いま、静磁場コイルユニット１１の漏洩磁場と反発磁場コイルユニット１６の反発磁場とにより、座標原点にゼロ磁場領域が発生しているものとする。ドライブ磁場コイル駆動部１８は、ディジタル−アナログ変換器（ＤＡＣ）１８ａ，１８ｂ，１８ｃおよびパワーアンプ１８ｄ，１８ｅ，１８ｆを含む。ＤＡＣ１８ａ，１８ｂ，１８ｃには、Ｘ軸方向、Ｙ軸方向およびＺ軸方向についてのオフセット磁場のオフセット量を表すデータがホスト計算機２５よりそれぞれ与えられる。ＤＡＣ１８ａ，１８ｂ，１８ｃは、このデータに応じたレベルの電流を出力する。ＤＡＣ１８ａ，１８ｂ，１８ｃから出力された電流は、パワーアンプ１８ｄ，１８ｅ，１８ｆにそれぞれ入力される。パワーアンプ１８ｄ，１８ｅ，１８ｆは、入力される電流を、Ｘコイル４、Ｙコイル５およびＺコイル６により必要な強さのドライブ磁場を発生させるための適切なレベルまで増幅する。そしてパワーアンプ１８ｄ，１８ｅ，１８ｆの出力電流は、Ｘコイル４、Ｙコイル５およびＺコイル６にそれぞれ供給される。

レコーディングコイル駆動部２２は、ディジタル−アナログコンバータ（ＤＡＣ）２２ａ、パワーアンプ２２ｂ、ローパスフィルタ（ＬＰＦ）２２ｃおよびマッチング回路２２ｄを含む。

ＤＡＣ２２ａには、レコーディングコイル３に供給するべき電流のレベルを表すデータがホスト計算機２５より与えられる。ＤＡＣ２２ａは、このデータに応じたレベルの電流を出力する。パワーアンプ２２ｂは、ＤＡＣ２２ａが出力する電流を、レコーディングコイル３から適切な振幅を有した高周波磁界を発生させるための適切なレベルまで増幅する。ＬＰＦ２２ｃは、パワーアンプ２２ｂが出力する電流から高調波成分を除去するために使われる。マッチング回路２２ｄは、パワーアンプ２２ｂの出力インピーダンスとレコーディングコイル３のインピーダンスとを整合させることにより、レコーディングコイル３で消費される有能電力を最大にするために使われる。

出力検出部２３は、抵抗器２３ａ，２３ｂ，２３ｃおよびコンデンサ２３ｄ，２３ｅからなる分圧回路、反転プリアンプ２３ｆ、可変ゲインアンプ２３ｇ、非反転プリアンプ２３ｈ、加算回路２３ｉ、アナログ−ディジタル変換器（ＡＤＣ）２３ｊ、高速フーリエ変換エンジン（ＦＦＴ）２３ｋ、乗算回路２３ｍおよびアナログ−ディジタル変換器（ＡＤＣ）２３ｎを含む。

マッチング回路２２ｄの出力電圧Ｖｏは、抵抗器２３ａ，２３ｂおよびコンデンサ２３ｄ，２３ｅにより検出されて反転プリアンプ２３ｆに入力される。反転プリアンプ２３ｆは、電圧Ｖｏの極性を反転させるとともに、一定のゲインで増幅する。可変ゲインアンプ２３ｇは、反転プリアンプ２３ｆから出力される電圧を任意のゲインで増幅する。

マッチング回路２２ｄの出力電流Ｉｏは、電流検出器から出力される電流信号として検出された後、さらに抵抗器２３ｃにより電圧信号に変換されて、非反転プリアンプ２３ｆに入力される。非反転プリアンプ２３ｆは、電流Ｉｏの極性をそのままで一定のゲインで増幅する。

加算回路２３ｉは、可変ゲインアンプ２３ｇから出力される電圧値に非反転プリアンプ２３ｆから出力される電流値を加算する。ただし可変ゲインアンプ２３ｇのゲインは、加算回路２３ｉにおける加算により、非反転プリアンプ２３ｆから出力される電流に含まれる基本波を打ち消すように調整される。これにより加算回路２３ｉの出力としては、マッチング回路２２ｄの出力電流に生じる高調波成分に応じた高調波信号が得られる。ＡＤＣ２３ｊは、高調波信号をディジタル化する。ＦＦＴ２３ｋは、高調波信号をフーリエ変換する。フーリエ変換の結果は、ホスト計算機２５に与えられる。

乗算回路２３ｍは、可変ゲインアンプ２３ｇから出力される電圧値に非反転プリアンプ２３ｆから出力される電流値を乗算する。これにより乗算回路２３ｍの出力としては、マッチング回路２２ｄの出力電力値に応じた出力電力信号が得られる。ＡＤＣ２３ｎは、出力電力信号をディジタル化する。ディジタル化された出力電力信号は、ホスト計算機２５に与えられる。この信号は、レコーディングコイル駆動部２３の入力に負帰還され、レコーディングコイル３に印加される電力が常に入力信号に比例するように制御するために利用される。

以上が撮像装置１００の概略構成である。以下に、この撮像装置１００の特徴的な構成について詳細に説明する。

［ＭＰＩおよびＭＰＨのためのゼロ磁場領域を形成するための構成］
図３は静磁場コイルユニット１１と反発磁場コイルユニット１５との関係を模式的に示す図である。

静磁場コイルユニット１１は、均一な静磁場を発生する必要があるため、これを円形コイル１１ａ，１１ｂを対向配置した“ヘルムホルツコイル”で近似する。その円形コイル１１ａ，１１ｂの外側に、反発磁場コイルユニット１５に含まれる反発磁場コイルとしての円形コイル１５ａを配置したモデルを考える。

円形コイル１１ａ，１１ｂは、直径が互いに等しく、その半径をａとおく。また円形コイル１１ａ，１１ｂの互いの間隔を半径ａと等しくする。円形コイル１１ａ，１１ｂの中心を通るＺ軸上における円形コイル１１ａ，１１ｂどうしの中間の地点をＯとおく。円形コイル１１ａ，１１ｂのそれぞれの中心と地点Ｏとの間の距離はｂとおく。従って、ａ＝2ｂである。さらに、円形コイル１１ａ，１１ｂには同じ向きの電流が流され、それらの電流値をＩ１、Ｉ２とおく。ただし、Ｉ１＝Ｉ２である。円形コイル１５ａは、ａよりも大きな半径を持ち、この半径をｃとおく。円形コイル１１ｂと円形コイル１５ａとの間隔をｄとおく。円形コイル１５ａには、円形コイル１１ａ，１１ｂとは逆方向の電流が流され、その電流値をＩ３とおく。

この撮像装置において、ＭＲＩ装置としての静磁場均一性をできるだけ損なわずに撮影できるように、ＭＲＩとＭＰＩまたはＭＰＨとを同時に行わないこととする。すなわちＭＲＩ装置で撮影する際には、電流値Ｉ３を0［A］に制御する。一方、ＭＰＩまたはＭＰＨを行う際には、円形コイル１１ａ，１１ｂにより発生される磁場と円形コイル１５ａにより発生される反発磁場とにより、所望の磁場勾配を持つゼロ磁場領域を、例えば図４に示すように形成するように電流値Ｉ３を制御する。例えば、米国Stereotaxis社のMagnetic Navigation Systemが磁石を先端に取り付けたカテーテルを生体内に牽引するために使用している磁極は、超電導マグネットで構成され、短時間で永久電流値を変化させることができることから、このような円形コイル１５ａは既存の技術を利用して十分に実現可能である。

幾何学的対称性から中心軸上の磁場に関しては解析的に表現でき、Ｚ軸方向の変位をｚとしたときのＺ軸上の静磁場Ｚ成分Ｈ₀（ｚ）（＝Ｂ₀（ｚ）／μ₀、μ₀：真空の透磁率）は次の式(1)のように表される。

Ｉ３＝0のとき、円形コイル１１ａと円形コイル１１ｂとの中間地点Ｏで均一磁場が発生する条件は、式(1)を級数展開した式においてｚに関する１次の項と２次の項の係数とが恒等的に0になるように半径aおよび距離ｂを定めることに対応する。この場合の半径aおよび距離ｂの関係は、ｂ＝ａ／2となり、円形コイル１１ａ，１１ｂは“ヘルムホルツコイル”の配置（ａ＝2ｂ）が適していることが分かる。このとき円形コイル１１ｂと円形コイル１５ａとの間で生じる“ゼロ磁場ポイント”は、次の式(2)＝0とおいて数値的に解けば、その位置はｚ₀として求めることができる。

このときの磁場勾配ｄＨ₀（ｚ）／ｄｚ（＝（1／μ₀）・∂Ｂ₀（ｚ）／∂ｚ）は、次の式(3)のように表される。

例えばａ＝1、ｂ＝0.5、ｃ＝1.5、ｄ＝0.5［m］、Ｉ１＝0.7958×106［A・turn］(＝Ｉ２)、Ｉ３＝0［A・turn］としたとき、すなわちＭＲＩ装置で撮影する行う場合のＢ₀（ｚ）の分布を図５に示す。図５からは、ｚ＝0［m］の近傍は均一な磁場（＝0.7Ｔ・μ₀ ^-1）が発生しており、かつその周辺にゼロ磁場領域は生じないことが分かる。ここでμ₀は真空の透磁率を表すものとする。

次にａ＝1、ｂ＝0.5、ｃ＝1.5、ｄ＝0.5［m］、Ｉ１＝0.7958×106［A・turn］（＝Ｉ２）、Ｉ３＝1.1937×106［A・turn］としたとき、すなわちイメージング手段として高い空間分解能が要求されるＭＰＩを行う場合のＢ₀（ｚ）の分布を図６に示す。図６からは、ｚ＝0.9［m］にゼロ磁場領域（ゼロクロスする点の近傍）が生じることが分かる。このときの磁場勾配分布∂Ｂ₀（ｚ）／∂ｚは図７に示すようになる。図７からは、ゼロ磁場ポイントでの磁場勾配は0.625Ｔ・μ₀ ^-1／ｍとなることが分かる。

更に条件を変えて、ａ＝1、ｂ＝0.5、ｃ＝1.5、ｄ＝0.5［m］、Ｉ１＝0.7958×106［A・turn］（＝Ｉ２）、Ｉ３＝0.55706×106［A・turn］としたとき、すなわち加温治療のためにそれほど高い空間分解能が要求されないＭＰＨを行う場合のＢ₀（ｚ）の分布を図８に示す。図８からは、ｚ＝1.6［m］にゼロ磁場領域が生じることが分かる。このときの磁場勾配分布∂Ｂ₀（ｚ）／∂ｚは図９に示すようになる。図９からは、ゼロ磁場ポイントでの磁場勾配は0.15Ｔ・μ₀ ^-1／ｍとなることが分かる。

磁性ナノ粒子（フェリ磁性）は10〜数10［nm］オーダの直径に調整されているため磁区構造を取ることができず、単磁区粒子と呼ばれている。そのため巨視的にはヒステリシス特性を殆ど持たず、超常磁性を示すことが知られている。超常磁性ＭＲＩ造影剤として市販されているResovist（登録商標）などでは、デキストラン等の高分子を使って表面をコーティングする処理が行われている。これにより凝集の回避、生体安全性を図っている。この造影剤は静注や穿刺の手段により患部に導入され、腫瘍組織にできた粗雑な新生血管に見られるＥＰＲ（enhanced permeation and retention）効果によって効率よく取り込まれる。Resovist（登録商標）の粒子径は平均30［nm］程度である。非特許文献１によれば、この大きさの磁性ナノ粒子を磁気飽和させることができる外部磁界Ｈ_Kは0.5mT・μ₀ ^-1であると推定されている。このことから空間分解能Δｚは（μ₀・Ｈ_K）／（∂Ｂ₀（ｚ）／∂ｚ）で計算され、一辺のサイズを、ＭＰＩでは0.8［mm／pixel］に、ＭＰＨでは3.33［mm／pixel］にそれぞれ設定できることが分かる。これは、ＭＰＩによる精査、ＭＰＨによる広範囲にわたる加温度のために臨床応用にとって十分な値であると考えられる。

以上のシミュレーション結果から、円形コイル１５ａの電流値Ｉ３を制御することでＭＲＩに必要とされる均一な静磁場や、ＭＰＩまたはＭＰＨに必要とされるゼロ磁場領域を発生できることが分かる。さらに磁場勾配を調整することで空間分解能を変えることができることも分かる。

［ＭＲＩ用の高周波コイルとＭＰＩ／ＭＰＨ用の高周波コイルとの相互干渉を抑制するための構成］
撮像装置１００では、まず準備作業として患者に「がん集積性磁性ナノ粒子薬剤」が静注または穿刺により注入される。患部の加温治療計画を立てるにあたって先ず、ＭＲＩ装置の部分により患部を含む被検体２００の３次元画像データが撮像される。その後、ＭＰＩにより患部に集積した磁性ナノ粒子分布を精査したり、必要があればＭＰＨ機能で加温治療を行うことになる。治療中の温度測定や治療後の効果判定のために、ＭＰＩ／ＭＰＨの実施後にＭＲＩを再度実施することもある。このような用途においては、ＭＲＩ用の高周波コイルとＭＰＩ／ＭＰＨ用の高周波コイルとをいちいち交換することは効率的ではない。

ところで高周波コイルは、フィリングファクタ（充填率、感度領域体積に対するサンプル容量の比）を高めた方が高効率になることが良く知られている。また、ＭＲＩでは対象核種と静磁場強度で決まる磁気共鳴周波数（1.5Ｔの静磁場強度でプロトンを対象とする場合は63.9［MHz］）で動作する高周波コイルを使ってＭＲ信号を収集する。一方、ＭＰＩ／ＭＰＨでは、交番磁界の人体透過性（渦電流損）と送受信効率とを考えて100［kHz］前後の周波数で送受信を行なう必要がある。またＭＲＩ用の高周波コイルには、静磁場方向と垂直な方向の高周波磁場しか検出できないという制限がある。送受信の効率をあげるためには送受信コイルを患者体部に接近させることが望ましい。このため撮像装置１００では、高周波コイルユニット１９がＭＲＩ用の高周波コイルとＭＰＩ／ＭＰＨ用の高周波コイルとを一体化しておくことが望ましい。その一方で、両高周波コイルが無関係に配置されていると、コイル間に磁気的結合や容量性結合が生じ、双方の送受信性能が十分に発揮されないといった不具合が生じる可能性が高くなる。

このような事情を考慮して、高周波コイルユニット１９を以下のような構成としている。

図１０は図１中の高周波コイルユニット１９に含まれた高周波コイルの形状および配置を示す図である。

高周波コイルユニット１９は、図１０（ａ）に示すようにＸ軸方向に配列された一対のコイル１９ａからなるサドルコイルと、図１０（ｂ）に示すようにＹ軸方向に配列された一対のコイル１９ｂからなるサドルコイルと、図１０（ｃ）に示すようにＺ方向に配列された例えば３つのループコイルから成るソレノイドコイルとが組み合わされている。これらの高周波コイルのうち、２つのサドルコイルは、Ｘ軸およびＹ軸のそれぞれの方向に交番磁界を発生でき、かつＸ軸方向およびＹ軸方向にそれぞれ受信感度を有する。またソレノイドコイルはＺ軸方向に交番磁界を発生でき、かつＺ軸方向に受信感度を有する。

ＭＲＩにおいては、画像Ｓ／Ｎを√2倍向上させる目的で、ＸＹ平面内で、かつ直交する方向に独立動作する二対のコイルを並べたクアドラチャーコイルがよく利用される。高周波コイルユニット１９における２つのサドルコイルは、このクアドラチャーコイルとして機能させることができるる。従って２つのサドルコイルは、ＭＲＩのために好適であるので、これらをＭＲＩのために使用する。そしてソレノイドコイルは、ＭＰＩ／ＭＰＨのために使用する。

このようにＭＲＩ用の高周波コイルとＭＰＩ／ＭＰＨ用の高周波コイルとを、その交番磁界発生方向どうしが、あるいは感度方向どうしが互いに直交するように配置したまま一体化することで、フィリングファクタを高くしたまま相互干渉による送受信効率低下を防ぐことができる。またこのような構成により、ＭＲＩとＭＰＩ／ＭＰＨとを、高周波コイルの交換を行うことなしに一貫して行なうことが可能である。

［被検体を移動させるための構成］
ドライブ磁場発生部により発生するオフセット磁場により、ゼロ磁場領域の位置を電気的にシフトさせることは可能である。しかしながら、それを駆動するための大電流を出力可能なアンプの実現性や経済性といった制約から、そのシフト量をあまり大きくすることは難しい。人体全域をＭＰＩ／ＭＰＨの対象とするためには、約±300［mm］前後のシフト量が必要であり、このシフト量をオフセット磁場により実現することは困難である。

そこで寝台部を以下のような構成としている。

図１１は寝台部の一部の構成を示す斜視図である。

基台部３０は、基底部３０ａ、昇降部３０ｂおよび天板支持部３０ｃを含む。

基底部３０ａは、床面に載置され、必要に応じて固定される。基底部３０ａは、昇降部３０ｂを支持する。基底部３０ａは、昇降部３０ｂをＸ軸方向に往復移動させることができる。

昇降部３０ｂは、天板支持部３０ｃを支持する。昇降部３０ｂは、天板支持部３０ｃをＹ軸方向に、すなわち上下方向に昇降させることができる。

天板支持部３０ｃは、天板３１を支持する。天板支持部３０ｃは、天板３１をＺ軸方向に往復移動させることができる。

かくして基台部３０は、天板３１をＸ，Ｙ，Ｚの各軸方向に任意に、すなわち三次元的に移動させることができる。空間１２０ａの大きさは、このような天板３１の三次元的な移動に際して被検体２００に干渉することがないように設定されている。すなわち、被検体２００の最大幅を500［mm］とし、ゼロ磁場領域の最大シフト量を±300［mm］とするならば、空間１２０ａの開口径を例えば1100［mm］に設定すればよい。

ところでＭＲＩにおいては、被検体２００を静磁場中心に配置できれば、被検体２００の広範囲を撮像領域としてカバーできる。このため、ＭＲＩに際しては天板をＸ軸方向およびＹ軸方向に移動する必要がない。このため既存のＭＲＩ装置におけるガントリ内部の空間の標準的な開口径は、600［mm］で、最大でも700［mm］である。空間１１０ａの開口径もこの程度で良い。このように、空間１２０ａの開口径は、空間１１０ａの開口径よりも大きくなっている。

かくして図１２に示すようなＭＰＩ／ＭＰＨを実施する状態においては、寝台部によって被検体２００を三次元的に移動させ、被検体２００とゼロ磁場領域との相対的な位置関係を任意に変更することができる。

ところで、ＭＲガントリ１１０およびＭＰガントリ１２０が、空間１１０ａ，１２０ａがＸ軸方向に直列に並ぶように配置されている。そして寝台部は、空間１２０ａを通して空間１１０ａへと天板３１を送り込む。寝台部の基台部３０は、ＭＰガントリ１２０を挟んでＭＲガントリ１１０の反対側に配置されているため、図１に示すように空間１１０ａへと被検体２００を位置させている状態においては、天板３１は片持ち状態となる。この状態で被検体２００を支持するためには、天板３１の剛性と、基台部３０における天板３１の支持強度を非常に高めなければならない。

しかしながらＭＲＩの際には、空間１１０ａの内部に設けられたガイドレール３２が天板３１を支持する。このため、天板３１の両端において支持されることになるから、天板３１の剛性と、基台部３０における天板３１の支持強度はそれほどに高める必要はない。

なお、ＭＲＩの際にも天板３１はＺ軸方向に移動できる必要があるが、ガイドレール３２が天板３１に設けられたキャスター３１ａをＺ軸方向に案内することによって天板３１はＺ軸方向にスムーズに移動することができる。

さらに、天板３１は、高周波コイルユニット１９をＺ軸方向にスライド可能に支持している。このため、被検体２００と高周波コイルユニット１９との相対的な位置を自由に変更することが可能で、撮影部位に高周波コイルユニット１９を容易に近接させることができる。

［ＭＲＩとＭＰＩ／ＭＰＨとの位置合わせのための構成］
通常の臨床に使われるＭＲＩでは、静磁場内にあるプロトンを核種としたＭＲ信号を検出する。ＭＰＩ／ＭＰＨでは、ゼロ磁場内にある磁性ナノ粒子（強磁性体やフェリ磁性体）を検出したり加温する。このためＭＲＩとＭＰＩ／ＭＰＨとを同時に行なうことはできない。従って臨床的には、「ＭＲ画像を形態画像として撮影し、次にＭＰ画像を撮影して画像重畳する」とか、「ＭＲ画像を形態画像として撮影し、治療計画を立て、その後ＭＰＨ装置で加温治療を行なう」といった使い方が想定される。このような用途にあっては、ＭＲＩとＭＰＩ／ＭＰＨとでの位置合わせが重要となる。すなわち、ＭＲＩで得られた被検体２００の形態画像情報に基づいてＭＰＩ／ＭＰＨを行なう場合、ＭＲＩの座標系Ｏ−ＸＹＺ（Ｘ、Ｙ、Ｚ傾斜磁場の発生方向で決まる座標系）とＭＰＩ／ＭＰＨの座標系Ｏ’−Ｘ’Ｙ’Ｚ’（ゼロ磁場中心と寝台の移動方向で決まる座標系）との対応関係を校正しておく必要がある。

ＭＲＩにおける位置合わせのためには、従来よりマーカが利用されている。しかしながら、ＭＲＩ用の既存のマーカでは、ＭＰＩ／ＭＰＨにおいてはその位置を検出することが困難である。ＭＲＩ用のマーカとＭＰＩ／ＭＰＨ用のマーカとをそれぞれ用いる場合には、各マーカを一定の位置関係で配置する必要が生じるため、マーカの配置作業が複雑となるとともに、不適切な配置による位置ずれが生じる恐れを完全には排除できない。

そこで本実施形態においては、図１３乃至図１５に示すようなマーカ３１０，３２０，３３０のいずれかを使用することとする。

図１３はマーカ３１０の構造を一部を破断して示す図である。

マーカ３１０は、スタンド３１１、外殻部材３１２、内殻部材３１３、ナノ粒子懸濁液３１４およびＭＲ信号を出すことのできるファントム溶液３１５を含む。

スタンド３１１は、使用時に被検体２００や天板３１などに取り付けられ、マーカ３１０を支持する。

外殻部材３１２は、例えば樹脂などを中空の球形に成形したものである。外殻部材３１２は、その外側にスタンド３１１が固着されている。

内殻部材３１３は、例えば樹脂などを中空の球形に成形したものである。外殻部材３１２の内部空間内に配置され、図示しない支持部材によって外殻部材３１２との位置関係が変化しないように外殻部材３１２と連結されている。支持部材は、スタンド３１１の一部が兼ねても良い。内殻部材３１３は、その中心位置が外殻部材３１２の中心位置と一致するように配置されることが望ましい。

ナノ粒子懸濁液３１４は、磁性ナノ粒子を適切な液体に均一に懸濁させたものである。ナノ粒子懸濁液３１４は、外殻部材３１２と内殻部材３１３との間の空間に充填されている。

ファントム溶液３１５は、ＭＲ信号を出すプロトンを含む水、オイルなどから構成される液体である。ファントム溶液３１５は、内殻部材３１３の内部空間に充填されている。

図１４はマーカ３２０の構造を一部を破断して示す図である。なお、図１３と同一部分には同一の符号を付し、その詳細な説明は省略する。

マーカ３２０は、マーカ３１０と同様にスタンド３１１、外殻部材３１２、内殻部材３１３、前記ナノ粒子懸濁液３１４および前記ファントム溶液３１５を含む。マーカ３２０がマーカ３１０と異なるのは、ナノ粒子懸濁液３１４およびファントム溶液３１５が充填されている空間が互いに入れ替わっていることである。すなわち、ナノ粒子懸濁液３１４が内殻部材３１３の内部空間に充填され、ファントム溶液３１５が外殻部材３１２と内殻部材３１３との間の空間に充填されている。

図１５はマーカ３３０の構造を一部を破断して示す図である。なお、図１３と同一部分には同一の符号を付し、その詳細な説明は省略する。

マーカ３３０は、スタンド３１１、外殻部材３１２および混合液３３１を含む。

すなわちマーカ３３０は、内殻部材３１３を有さず、外殻部材３１２の内部には唯一の空間が形成されている。そしてこの外殻部材３１２の内部空間に混合液３３１が充填されている。混合液３３１は、ナノ粒子懸濁液３１４およびＭＲ信号を出すファントム溶液３１５を均一に混合したものである。

かくして以上のようなマーカ３１０，３２０，３３０は、ＭＲＩおよびＭＰＩのいずれにおいてもその位置を検出できる。さらにマーカ３３０ではもちろんのこと、マーカ３１０，３２０においても外殻部材３１２の中心位置と内殻部材３１３の中心位置とを一致させてあれば、マーカ３１０，３２０，３３０はＭＲＩおよびＭＰＩのいずれにおいても同一の位置として検出できる。なお、マーカ３１０，３２０における外殻部材３１２の中心位置と内殻部材３１３の中心位置とが一致していなくても、その位置関係は固定である。これらのマーカのＭＲＩでの検出位置とＭＰＩでの検出位置とのずれからそれぞれの撮影領域の歪を測ることができ、容易に補正できる。

さて、ＭＲＩおよびＭＰＩ／ＭＰＨを複合利用する場合には、被検体２００の撮影／治療領域の辺縁部にマーカ３１０，３２０，３３０のいずれかを複数個（座標系間の向きと尺度とを一意に対応付けするため好ましくは４個以上）配置する。撮像装置１００では、高周波コイルユニット１９は被検体２００と一緒に移動するので、非検体撮影時に撮影領域を拡大するだけで、上記のように配置したマーカが図１６に示すように写り込むことが望ましい。そのためにはマーカを図１７に示すように高周波コイルユニット１９の感度領域内にあって、任意の点・軸・面に対し必ず非対称の関係にある位置に配置しておく。高周波コイルユニット１９と被検体２００との位置関係が固定されていれば、常にＭＲＩとＭＰＩの両方で同一マーカを写し込むことになり、そのマーカの位置関係情報から座標系合わせができる。またＭＰＩとＭＰＨの座標系は原理的に同一なので、正確な位置情報に基づいた加温治療も可能となる。

以上のように本実施形態によれば、ＭＲＩとＭＰＩ／ＭＰＨとを融合させて、例えば「ＭＲＩを使って磁性ナノ粒子を予め投与された被検体およびマーカを撮影し、次にＭＰＩでその磁性ナノ粒子分布を精査する」、「ＭＲＩとＭＰＩとを使って撮影し、その画像に基づいて治療計画を立て、その後ＭＰＨによる加温治療を行い、必要であれば治療効果判定のための画像をＭＲＩで得る」といった具合に診断と治療を一連の操作として行なうことが可能となる。

また本実施形態によれば、ＭＲＩ用の静磁場の漏洩磁場をＭＰＩ／ＭＰＨ用のゼロ磁場領域を形成するために利用しているため、ＭＰＩ／ＭＰＨ用に一対のセレクション・フィールドコイルを別途設ける場合に比べて構成を簡略化でき、装置全体をコンパクトにすることができる。

また本実施形態によれば、ＭＲＩ用の高周波コイルとＭＰＩ／ＭＰＨ用の高周波コイルとの相互干渉がほとんど生じないので、ＭＲＩおよびＭＰＩ／ＭＰＨのいずれも高精度に実施することが可能である上に、コイル交換などのために操作者の作業負担が増加することもない。

また本実施形態では、天板３１を空間１２０ａを通して空間１１０ａへと送り込むようにしている。また本実施形態では、基台部３０により天板３１を三次元的に移動可能とするとともに、空間１２０ａを、天板３１の三次元的な移動に際して被検体２００に干渉することがないように空間１１０ａよりも大きくしている。このため、空間１２０ａにおいては、被検体２００を三次元的に移動させることができ、ゼロ磁場領域と被検体２００との相対的な位置関係を自由に変更できる。これにより、被検体２００の広範囲をＭＰＩ／ＭＰＨの対象領域とすることができる。

また本実施形態によれば、ＭＲＩおよびＭＰＩの双方で撮像可能なマーカ３１０，３２０，３３０を用いるので、ＭＲＩとＭＰＩ／ＭＰＨとを複合的に利用した診断や治療を行う場合に、ＭＲＩとＭＰＩ／ＭＰＨとでの位置合わせを高精度に行うことが可能である。

また本実施形態では、磁性ナノ粒子が取り込まれた領域だけを加温治療できるため、ＭＲ画像に基づく手術計画で決めた加温領域でも、磁性ナノ粒子が取り込まれていなければ加温されることはない（磁性ナノ粒子分布条件）。また磁性ナノ粒子が分布していても、ゼロ磁場に存在する磁性ナノ粒子しか加温しない（局所加温条件）。従って、これら両方の条件が揃った場所しか加温治療しないという“二重安全”が自動的に確保されるというメリットもある。

また本実施形態では、ＭＲガントリ１１０とＭＰガントリ１２０との間に間隙が形成されているので、操作者や医師が、この間隙を利用して被検体２００に対する何らかの処置（例えば患者モニタなど）を行うことが可能である。

この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。

撮像装置１００では、ＭＲＩとＭＰＩ／ＭＰＨとが同時に行われることはない。このため、高周波コイルユニット１９は、図１８に示した構造により１つの高周波コイル１９ｄを共用する構成としても良い。

すなわち、高周波コイルユニット１９には、１つの高周波コイル１９ｄのみを備えて、この高周波コイル１９ｄに送信機２０およびレコーディングコイル駆動部２２をともに接続しておく。そして、受信機２１および出力検出部２３には、切り替えスイッチ３３，３４をそれぞれ介して高周波コイル１９ｄを接続する。さらにスイッチ制御回路３５を設ける。

ＭＲＩを行うときにスイッチ制御回路３５は、切り替えスイッチ３３をオン、切り替えスイッチ３４をオフとするとともに、レコーディングコイル駆動部２２からの高周波電流の出力を停止させる。またＭＰＩ／ＭＰＨを行うときにスイッチ制御回路３５は、切り替えスイッチ３３をオフ、切り替えスイッチ３４をオンとするとともに、送信機２０からのＲＦ電流パルスの出力を停止させる。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。

本発明の一実施形態に係る撮像装置１００の構成を示す図。 図１中のドライブ磁場コイル駆動部１８、レコーディングコイル駆動部２２および出力検出部２３の具体的な構成例を示す図。 図１中の静磁場コイルユニット１１と反発磁場コイルユニット１５との関係を模式的に示す図。 図１中の静磁場コイルユニット１１と反発磁場コイルユニット１５とにより形成される磁場の分布を示す図。 ＭＲＩを行う場合のＢ₀（ｚ）の分布を示す図。 ＭＰＩを行う場合のＢ₀（ｚ）の分布を示す図。 ＭＰＩを行う場合の磁場勾配分布∂Ｂ₀（ｚ）／∂ｚを示す図。 ＭＰＨを行う場合のＢ₀（ｚ）の分布を示す図。 ＭＰＨを行う場合の磁場勾配分布∂Ｂ₀（ｚ）／∂ｚを示す図。 図１中の高周波コイルユニット１９に含まれた高周波コイルの形状および配置を示す図。 寝台部の一部の構成を示す斜視図。 ＭＰＩ／ＭＰＨを実施する状態を示す図。 マーカ３１０の構造を一部を破断して示す図。 マーカ３２０の構造を一部を破断して示す図。 マーカ３３０の構造を一部を破断して示す図。 ＭＲ画像およびＭＰ画像におけるマーカの表れ方の一例を示す図。 マーカの配置例を示す図。 図１中の高周波コイルユニット１９の変形構成例を示す図。 ＭＰＩ装置の原理的な構成を示す図。

符号の説明

３…レコーディングコイル、４…Ｘコイル、５…Ｙコイル、６…Ｚコイル、１１…静磁場コイルユニット、１２…静磁場電源、１３…傾斜磁場コイルユニット、１４…傾斜磁場電源、１５…反発磁場コイルユニット、１６…反発磁場電源、１７…ドライブ磁場コイルユニット、１８…ドライブ磁場コイル駆動部、１９…高周波コイルユニット、２０…送信機、２１…受信機、２２…レコーディングコイル駆動部、２３…出力検出部、２４…シーケンサ、２５…ホスト計算機、２６…演算ユニット、２７…記憶ユニット、２８…表示器、２９…入力器、３０…基台部、３１…天板、３２…ガイドレール、３３，３４…切り替えスイッチ、３５…スイッチ制御回路、１００…撮像装置、１１０…ＭＲガントリ、１２０…ＭＰガントリ、１１０ａ，１２０ａ…空間、２００…被検体、３１０，３２０，３３０…マーカ、３１１…スタンド、３１２…外殻部材、３１３…内殻部材、３１４…ナノ粒子懸濁液、３１５…ファントム溶液、３３１…混合液。

Claims (12)

1. 静磁場を発生する静磁場磁石と、
   前記静磁場に傾斜磁場を重畳する傾斜磁場磁石と、
   前記静磁場中に配置された被検体に印加するための第１の高周波磁場を発生する第１の高周波磁場コイルと、
   前記被検体から放射される磁気共鳴信号を受信する第１の受信手段と、
   前記第１の受信手段により受信された前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体に関する画像を再構成する手段と、
   前記静磁場磁石からの漏洩磁場と局所的に相殺させることによりゼロ磁場領域を形成するための反発磁場を発生する反発磁場磁石と、
   前記ゼロ磁場領域に移動された前記被検体に印加するための第２の高周波磁場を発生する第２の高周波磁場コイルとを具備することを特徴とする撮像装置。
2. 前記静磁場磁石と前記反発磁場磁石とは互いに離間して配置され、前記反発磁場磁石は前記ゼロ磁場領域を前記静磁場磁石と前記反発磁場磁石との間隙に形成することを特徴とする請求項１に記載の撮像装置。
3. 前記第２の高周波磁場コイルは、前記ゼロ磁場領域にて前記被検体内の磁性微粒子を発熱させるために必要な振幅および周波数を有した前記第２の高周波磁場を発生可能であることを特徴とする請求項１に記載の撮像装置。
4. 前記第２の高周波磁場コイルは、前記ゼロ磁場領域にて前記被検体内の磁性微粒子から影響を受けるのに十分な振幅および周波数を有した前記第２の高周波磁場を発生し、
   さらに、前記磁性微粒子によって影響を受けた前記第２の高周波磁場から前記磁性微粒子のみに起因する成分である磁性微粒子信号を受信する第２の受信手段と、
   前記第２の受信手段により受信された前記磁性微粒子信号に基づいて前記磁性微粒子の分布に関する画像を再構成する手段とを具備することを特徴とする請求項１に記載の撮像装置。
5. 前記静磁場磁石を収容するとともに、前記静磁場磁石が発生する静磁場の方向にほぼ等しい第１の方向の少なくとも一端が開口した第１の空間を有した第１の筐体と、
   前記反発磁場磁石を収容するとともに前記第１の方向の両端がいずれも開口した第２の空間を有した第２の筐体とをさらに具備し、
   前記第１および第２の筐体は、前記第１の空間と前記第２の空間とが前記第１の静磁場方向に沿って直列に並ぶ状態に配置されていることを特徴とする請求項１に記載の撮像装置。
6. 被検体を前記第１および第２の空間にそれぞれ送り込むために前記被検体を搬送する搬送手段をさらに備え、
   前記搬送手段は、
   前記被検体を載置するための天板と、
   前記第１の方向と、前記第１の方向に直交した第２の方向、ならびに前記第１の方向および前記第２の方向に対して同時に直交した第３の方向とにそれぞれ前記天板を移動可能で、かつ前記第１の方向に沿った前記天板の送り込みにおいては前記天板を前記第２の空間を通して前記第１の空間へと向けて移動させ、またはその逆方向に移動させることのできる天板移動機構と、
   前記第１の空間の内部にて前記天板を支持するとともに前記天板を前記第１の方向に移動可能にするガイド機構とを具備することを特徴とする請求項５に記載の撮像装置。
7. 前記第１の空間の開口面積よりも前記第２の空間の開口面積のほうが大きいことを特徴とする請求項４に記載の撮像装置。
8. 前記第１の高周波磁場コイルおよび／または前記第１の受信手段は第１のコイルを有し、
   前記第２の高周波磁場コイルおよび／または前記第２の受信手段は第２のコイルを有し、
   前記第１および第２のコイルの高周波磁場方向が互いに直交配置されていることを特徴とする請求項１または請求項４に記載の撮像装置。
9. 前記第１の高周波磁場コイルおよび／または前記第１の受信手段と前記第２の高周波磁場コイルおよび／または前記第２の受信手段とは、少なくとも１つのコイルを共用することを特徴とする請求項１または請求項４に記載の撮像装置。
10. 画像間の位置合わせのために磁気共鳴作用を呈する磁気共鳴材質と磁性微粒子とを同一容器に封入したマーカを４個以上使用することを特徴とする請求項１に記載の撮像装置。
11. 前記マーカは、互いに隔離された２つの内部空間を有し、前記磁気共鳴材質と前記磁性微粒子とを前記２つの内部空間にそれぞれ収容していることを特徴とする請求項１０に記載の撮像装置。
12. 前記マーカは、その内部空間に前記磁気共鳴材質と前記磁性微粒子とを混在して収容していることを特徴とする請求項１０に記載の撮像装置。

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