JP5435455B2 - 集束型加振装置 - Google Patents

Description

本発明は、ＭＲ撮像装置、またはＭＲＩ顕微鏡装置に利用される集束型加振装置であって、複数の振動子を備え、当該振動子が発生させる振動弾性波が被検体内部の特定領域で振動弾性波が集束するよう構成された集束型加振装置に関する。

医学の分野において、生体組織の弾性や粘性といった物理的な性質の定量的計測は、病変とその進行の程度を知る重要な指標と考えられており、非侵襲にそれらの情報を得る方法が開発されてきた。例えば、ＭＲＥ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｅｌａｓｔｏｇｒａｐｈｙ）法である。ＭＲＥ法は、外部から被験体に対して振動を与え、被験体内を伝達する弾性波に基づいて組織の硬さなどを測定する方法であり、外部加振装置によって被験体内部に発生させた弾性波を画像化し、当該画像から粘弾性率などの力学的特性を定性的又は定量的に測定する。

ＭＲ撮像装置またはＭＲＩ顕微鏡装置に使用される外部加振装置としては、被験体が配置される台を機械的に振動させて被験体に振動を伝達するものがある（特許文献１）。当該加振装置によれば、広範囲に一様な弾性波を生成することができるため、被験体内の広範囲にわたる定量的な計測や定性的な判断等が可能である。

しかしながら、被験体が配置されている台自体を振動させるため、局所的に振動を与えることができず、また装置の小型化が難しいという問題点があった。また、外部加振装置の構成物の共鳴周波数が複雑に影響するため、高精度での制御が不可能であった。更には、被験体がヒトである場合、身体全体に振動が伝わるため不快感を与えてしまうという問題点もある。

また、被験体に直接振動を伝達するものとして、音響ドライバと、可撓性チューブと、受動アクチュエータで構成された加振装置も開発されている（特許文献２、３）。当該加振装置は、音響ドライバで生成した圧縮空気を、可撓性チューブを介して受動アクチュエータに送り、被験体に振動を伝達する方法を採用している。被験体全体を振動させず、受動アクチュエータを被験体の任意の場所に配置することにより、被験体内に局所的に弾性波を生成することができる。

しかしながら、特許文献２，３に記載の加振装置は音響ドライバを利用するため騒音が大きい。また周波数が１００ヘルツ以上では音圧エネルギーの伝搬経路である可撓性チューブでの減衰が大きくなる問題がある。また、可撓性チューブやエネルギー伝搬の媒介となる空気においてエネルギー吸収が生じるため、エネルギー効率が低く、装置が大型化してしまう問題もある。更には、外部加振装置の構成物の共鳴周波数が複雑に影響するため、高精度での制御が非常に難しい。また、所定の対象領域にのみ振動を伝達することが困難で、被験体がヒトの場合には不快感を与えてしまうという問題もある。

そして、上記特許文献１乃至３に記載の発明においては、発生させる振動の周波数、振幅、位相などの制御は周波数が高くなるほど難しい。例えば低い周波数を利用した場合には、測定対象の広範囲領域における粘弾性率の平均値を求めるには適していても、測定対象が狭く、また詳細な粘弾性率の分布を測定するのには不向きである。これでは小さな硬さ変化を早期に発見する目的には利用できない。

特開２００５−３０４８９８ 特開２００６−３１４７８７ 特表２００８−２０１４１６

そこで、本発明者らは上記問題点に鑑み、ＭＲＩ装置などのガントリ内に配置可能な小型の加振装置の開発を行ってきた。振動子として圧電素子を用いるのは、圧電素子が略５０ヘルツから１０００ヘルツ以上もの広い周波数帯域で正確に振幅と位相が制御可能だからである。本発明者らは振動子として圧電素子を利用した横波発生用の外部加振装置（横波装置）（被験体に剪断応力を与える装置）と、縦波発生用の外部加振装置（縦波装置）（被験体に垂直応力を与える装置）について評価した。弾性波画像の評価指標としては、信号対ノイズ比（ＳＮＲ：ＳＮＲ＝振幅の平均値／ノイズの標準偏差）を用いた。ここで、当該ＳＮＲが大きい装置の方が測定精度が高く、より有効な加振装置と言える。なお、図８に示すように、（ａ）の横波装置（０８０１ａ）は、被験体（０８０２ａ）に横波のみを伝搬させる。また、（ｂ）の縦波装置（０８０１ｂ）は、被験体（０８０２ｂ）内に縦波とともに横波をも伝搬させる。

ここで、縦波と横波において、縦波は波長が長く、被験体内で狭い領域の粘弾性率を測定するのは不向きであるため、横波を検知して対象領域の粘弾性率を測定する手法を採用することとした。また、横波装置で発生させた弾性波画像と、縦波装置で発生させた弾性波画像を比較すると縦波装置の方がＳＮＲが大きく，弾性波画像を利用して被験体の均一領域における粘弾性率を測定したところ、縦波装置の方がその標準偏差が小さかった。つまり、縦波装置で横波を発生させる手法が最も有効であることが示された。

しかしながら、縦波装置で発生させた横波でも、被験体内部で急速に減衰するため、振動が十分に伝達せず、測定対象領域が被験体の比較的深部である場合は不十分であった。
そこで、本発明の集束型加振装置は上記問題を解決するため、振動を発生する振動子を複数備え、各振動子から発生した振動が測定対象領域で集束するように構成された加振装置を提供する。

（１）本発明は、被験体の粘弾性を識別できる画像をＮＭＲにより取得するために、ＭＲ撮像装置またはＭＲＩ顕微鏡装置に利用される集束型加振装置であって、被験体に対して与える振動を発生するための複数の振動発生部と、振動発生のための信号を振動発生部に与える信号発生部と、前記振動発生部と被験体との間に配設され、発生した振動が弾性波として被験体内部を伝搬しフォーカス領域で集束するようにフォーカス領域へ指向配置される振動伝達チップと、を有する集束型加振装置を提供する。

（２）本発明は、前記振動発生部は圧電素子である上記（１）に記載の集束型加振装置を提供する。

（３）本発明は、一の振動発生部に対して、一の振動伝達チップを備えている上記（１）又は（２）に記載の集束型加振装置を提供する。

（４）本発明は、前記振動伝達チップはアクリルブロックである上記（１）から（３）のいずれか一に記載の集束型加振装置を提供する。

（５）本発明は、前記振動伝達チップの被験体と直接的、又は間接的に接する面が凹型曲面形状である上記（１）から（４）のいずれか一に記載の集束型加振装置を提供する。

（６）本発明は、信号発生部は振動発生部が１００ヘルツ以上の周波数で振動するための信号を与える上記（１）から（５）のいずれか一に記載の集束型加振装置を提供する。

（７）本発明は、３個以上の振動伝達チップを備える上記（１）から（６）のいずれか一に記載の集束型加振装置。

（８）本発明は、振動伝達チップは、観察のために収容されている被験体を配置する台上の側面付近から振動を与えるように配置されている上記（１）から（７）のいずれか一に記載の集束型加速装置を提供する。

（９）本発明は、振動を発生させるために複数の振動子に信号を与える信号発生工程と、複数の振動子により被験体に与える振動を発生させて、振動が弾性波として被験体内部を伝搬し、フォーカス領域で集束させる振動集束工程と、集束させた弾性波の横波を検出し、ＭＲ撮像装置またはＭＲＩ顕微鏡装置を用いてNMR画像を取得するＮＭＲ画像取得工程と、を有する被験体測定領域のＮＭＲ画像取得方法を提供する。

（１０）本発明は、上記（１）から（８）のいずれか一に記載の集束型加振装置を備えたＭＲ撮像装置を提供する。
（１１）本発明は、上記（１）から（８）のいずれか一に記載の集束型加振装置を備えたＭＲＩ顕微鏡装置を提供する。

本発明の集束型加振装置によれば、被験体に伝達する振動の周波数と位相とを高精度に制御可能である。また、装置の小型化も可能であるためＭＲＩ装置等のガントリ内に配置し、被験体と密着させて振動を伝達でき、エネルギー効率も良い。また、高い周波数帯域の振動も発生可能であるため、測定精度も高い。更には、振動による被験体への不快感も抑制できる。

本発明の概要図 振動伝達チップ形状を示す例図 本発明の一実施例の外観図 本発明の一実施例の断面図 本発明の一実施例の断面図 実施形態２の処理フロー図 パルスシーケンスの一例図 縦波装置と横波装置により伝搬する弾性波を示す概要図

以下、本件発明の実施の形態について、添付図面を用いて説明する。なお、本件発明は、これら実施形態に何ら限定されるべきものではなく、その要旨を逸脱しない範囲において、種々なる態様で実施し得る。なお、実施形態１は請求項１乃至８、１０、１１などに関する。実施形態２は請求項９などに関する。
<<実施形態１>>
<実施形態１：概要>

本実施形態の集束型加振装置は、複数の振動発生部と、信号発生部と、振動伝達チップとから構成される。当該振動伝達チップは、複数の振動発生部が発生した振動の弾性波が被験体内部を伝搬し、特定フォーカス領域にて集束するように指向配置されている。

よって、被験体内部の測定対象領域において、測定に必要な振幅の弾性波を検知できる。
<実施形態１：構成>

図１に本発明に係る集束型加振装置の概念図を示す。ＭＲＩ装置の寝台（０１０８）に配置した被験体（０１０３）に、集束型加振装置を密着させた図の断面図である。本発明の集束型加振装置は、ＭＲ撮像装置またはＭＲＩ顕微鏡装置に利用される加振装置であって、複数の振動発生部（０１０１）と、振動伝達チップ（０１０２）と、信号発生部（０１０５）と、からなる。

ＭＲ撮像装置とは、例えばＭＲＩ装置、臨床用ＭＲＩ装置などであり、ＭＲＩ顕微鏡装置とは、ＮＭＲマイクロスコープ（Ｎｕｃｌｅａｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ マイクロスコープ）、ＭＲＭ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｙ）などである。以下、「ＭＲ撮像装置またはＭＲＩ顕微鏡装置」をＭＲＩ装置等という。

「信号発生部」（０１０５）とは、例えば振動発生部（０１０１）を駆動する電気信号及びその発生手段のことである。振動発生部（０１０１）が圧電素子の場合は、図７中の「Ｏｓｃｉｌｌａｔｉｏｎ」で示される波形をもつ信号である。後述する振動発生部が発生する振動の振幅、波長、位相などは、当該信号発生部（０１０５）が振動発生部（０１０１）に対して出力する信号によって制御する。なお、図７については実施例２で説明する。

なお、当該信号発生部（０１０５）が与える信号は、被験体の粘弾性を識別できる画像を取得する手法に必要な振動を発生できる内容であれば特に限定しない。好ましくは後述する振動発生部（０１０１）が略５０ヘルツ以上の周波数の振動を発生するように制御された信号である。略５０ヘルツ未満の周波数の振動では、被験体の粘弾性を識別できる画像を取得する手法に必要な信号対ノイズ比の高い画像が得られない場合があるからである。より好ましくは、１００ヘルツ以上である。画像取得に適した振幅（０．０１ｍｍ程度）で信号対ノイズ比の高い画像が得られるからである。また、周波数が大きいほどに波長が短くなるため、被験体が比較的小さい場合や、被験体内部の小さい組織の粘弾性を測定する場合など、後述する測定対象領域が狭い場合にも、正確に被験体の粘弾性を識別できる画像が得られる。なお、振動発生部（０１０１）に圧電素子を用いる場合は、２００ヘルツ以上の高周波数帯域の信号を与えることができ、かつ振幅と位相を正確に制御できる。

信号発生部（０１０５）としては、例えば、ＭＲＩ装置等と同期して任意の振動波形を生成するためのファンクションジェネレータ（０１０７）と、振動波形を増幅するためのアンプ（０１０６）によって構成される。

「振動発生部」（０１０１）は、被験体（０１０３）に対して与える振動を発生する。例えば、電磁石ドライバ、音響ドライバ（特許文献２、３）、超音波モータ（又は圧電モータ）、圧電素子などが該当する。なかでも圧電素子が好ましい。２００ヘルツ以上の高周波数帯域を利用でき、かつ当該高周波数帯域においても振幅及び位相の制御が可能だからである。また、集束型加振装置の小型化も可能となる。

なお、本発明は複数の振動発生部（０１０１）を備え、各振動発生部（０１０１）が発生した振動を被験体内部のフォーカス領域で集束させ、当該集束させた振動を利用して被験体の粘弾性を識別できる画像を取得することを特徴とするものである。従って、本発明に係る集束型加振装置は、二以上の振動発生部（０１０１）を有する。当該複数の振動発生部（０１０１）は、後述するように、振動伝達チップ（０１０２）をフォーカス領域（０１０４）へ指向配置し易いように、円弧上に配置してもよく、球面格子上に配置してもよい。

また、各振動発生部（０１０１）が発生する振動の周波数、振幅、波長、位相などは、測定対象領域の被験体内における深度や、測定対象組織の種別などに合わせて適宜決定すればよい。また、振動発生のタイミングや、被験体内部での弾性波の伝搬速度、ＮＭＲによる画像取得のタイミングなど、それぞれ相互の関係を考慮して制御する。なお、これらは全て前記信号発生部（０１０５）に基づいて決定され、制御されるように構成されていてもよい。

また、「被験体」（０１０３）とは、画像取得対象のことであり、ヒトに限定されず、マウスなどの動物、植物、更に、加工品なども含む。

「振動伝達チップ」（０１０２）とは、前記振動発生部（０１０１）と被験体（０１０３）との間に配設され、発生した振動が弾性波として被験体内部を伝搬しフォーカス領域（０１０４）で集束するようにフォーカス領域へ指向配置されるものである。つまり、前記振動発生部（０１０１）で発生した振動は、当該振動伝達チップ（０１０２）を介して被験体に伝達される。

「弾性波」とは、横波と縦波で構成され、本発明の集束型加振装置は、被験体内部に縦波と横波を伝搬するように、被験体に対して振動を与える。なお、ＮＭＲ画像を取得するために利用するのは、縦波と横波のどちらでもよいが、好ましくは波長の短い横波である。なお、横波を利用して画像を取得する場合において、縦波が発生していても画像取得には影響なく、またその逆も同様である。

また、「フォーカス領域」とは、被験体内部における画像取得対象領域（０１１０）のうち、特に粘弾性を測定したい測定対象領域（０１１１）の中心付近をいう。ここで、画像取得対象領域（０１１０）とは、本発明の集束型加振装置を利用するＭＲＩ装置等において、画像取得可能な領域のことであり、その中でもより正確に粘弾性を計測したい領域を中心としてそれを含む周辺領域を測定対象領域（０１１１）という。また、「フォーカス領域へ指向配置」とは、図４、５に示すように、フォーカス領域（０４０６、０５０６）を中心とする放射状に振動伝達チップ（０４０２、０５０２）を配置することをいう。換言すれば、被験体と接する面、つまり振動伝達チップの天井面の法線方向に弾性波が進行する場合に、各振動伝達チップの天井面の法線が「フォーカス領域」で交わるように配置することをいう。

測定対象領域（０１１１）とは、例えば画像取得対象領域（０１１０）の上部領域や、下部領域、などでもよく、特定の組織、例えば肝臓、腎臓、脳、などでもよい。

なお、振動伝達チップ（０１０２）は、振動の吸収が小さく、かつ振動に歪みを生じさせにくい硬質の非磁性体であれば特に限定しない。例えば、木、竹、非磁性体プラスチックなどが該当する。好ましくは、アクリルブロックである。頑丈で、安く、大量生産可能であり、また加工が容易だからである。振動伝達チップと振動発生部の接続方法は互いの機能が損なわれない限り限定するものではなく、振動伝達チップと振動発生部とが一体に接続されていてもよい。また、振動発生部（０１０１）が発生した振動が吸収されず、また振動波形に歪みを生じないように、振動発生部（０１０１）と被験体（０１０３）との距離、つまり振動伝達チップ（０１０２）の長さは短いのが好ましい。

また、当該振動伝達チップ（０１０２）が被験体と直接的、又は間接的に接する面の形状は被験体に合わせて適宜変更できる構成が望ましい。当該形状の一例を図２に示す。（ａ）の振動伝達チップ（０２０１ａ）は略直方体の形状で、被験体と接する面は、振動発生部（０２０２ａ）の断面形状と同一である。また、（ｂ）の振動伝達チップ（０２０１ｂ）は被験体と接する面が平面四角形であり、振動発生部（０２０２ｂ）の断面形状より大きく構成されている。また、（ｃ）の振動伝達チップ（０２０１ｃ）は被験体と接する面が凹型曲面形状であり、かつ振動発生部（０２０２ｃ）の断面形状より大きく構成されている。（ａ）より（ｂ）、（ｂ）より（ｃ）の振動伝達チップの方が、被験体内部を伝搬する弾性波がより集束し易い。特に（ｃ）は被験体と接する面が凹型曲面形状であるため、より高度に弾性波の集束を制御できるため好ましい。また、振動発生部（０１０１）が発生する振動エネルギーのロスを抑制できるため、エネルギー効率がよい点でも好ましい。

なお、「当該振動伝達チップが被験体と直接的」とは、振動伝達チップと被験体とが、何も介さずに直接接することをいう。対して「間接的に接する」とは、例えば振動伝達チップと被験体とをより密着させ、また振動が伝達しやすいように、振動伝達チップと被験体との間にジェル状の物質を介することなどをいう。但し、かかる場合、ジェル状の物質が振動を吸収し、又は振動に歪みを生じさせるものであってはならない。

なお、振動伝達チップ（０１０２）は、複数の振動発生部（０１０１）に対して、一つでもよく、また複数有する構成でもよく、特に限定しない。好ましくは、図１に示すとおり、一の振動発生部（０１０１）に対して、一の振動伝達チップ（０１０２）を備える構成である。各振動発生部が発生した振動を弾性波として伝搬する向きを細かく制御できるため、弾性波のフォーカス領域での集束をより厳密に制御できるからである。

また、振動発生部（０１０１）の数に係わらず、振動伝達チップ（０１０２）を三個以上備える構成が好ましい。振動伝達チップ（０１０２）が多いほど、一の振動伝達チップ（０１０２）が被験体に対して伝達する振動を相対的に小さく設定できるため、被験体に与える不快感を抑制できるからである。また各振動伝達チップ（０１０２）をそれぞれ制御することにより、被験体に対して与える振動の制御も可能である。図３乃至５に、９個の振動発生部と９個の振動伝達チップを備えた加振装置を例示する。当該図３乃至５については、後述する実施例１にて説明する。

なお、振動伝達チップ（０１０２）は、観察のために収容されている被験体の上面や底面から振動を伝達するように配置されていてもよい。好ましくは、図１のように、被験体（０１０３）を配置する台上（０１０８）の側面付近から振動を与えるように配置する。これは、ＭＲＩ装置等の寝台は、幅に比較的余裕があるため、被験体（０１０３）を台上（０１０８）に配置した場合に、側面付近の空いているスペースに本発明の集束型加振装置を設置し、被験体（０１０３）に対して適切に振動を伝達するためである。よって、本実施形態にかかる加振装置は、その設置場所等を用意する必要もなく、既存のＭＲＩ装置等をそのまま利用できるため好ましい。また、振動伝達チップ（０１０２）と被験体（０１０３）とをより近く配置できるため、振動発生部（０１０１）が発生する振動エネルギーのロスを抑制できるため、エネルギー効率がよい。更には、被験体に対して容易に所望の位置に設置できるため、被験体への負担もなく、かつ測定準備も短時間で行える。
<実施形態１：効果>

本実施形態の集束型加振装置によれば、被験体に伝達する振動の周波数と位相とを高精度に制御可能で、エネルギー効率も良く、また装置の小型化も可能である。また、高い周波数帯域の振動も発生可能であるため、測定精度も高い。更には、被験体への不快感も抑制できる。
<<実施形態２>>
<実施形態２：概要>

本実施形態のＮＭＲ画像取得方法は、複数の振動子に信号を与えて振動を発生させ（信号発生工程）、当該振動子が発生した振動が被験体内部を弾性波として伝搬し、フォーカス領域にて集束させ（振動集束工程）、集束させた弾性波の横波を検出しＮＭＲ画像を取得する（ＮＭＲ画像取得工程）。

当該方法によれば、被験体種別や、被験体内部の測定対象領域の種別に合わせて、振動子が発生させる振動及びフォーカス領域にて集束させる弾性波を高度に制御できるため、所望のＮＭＲ画像を取得できる。
<実施形態２：構成>

図６に本実施形態の処理フロー図を示す。本実施形態のＮＭＲ画像取得方法は、複数の振動子に信号を与える信号発生工程（０６０１）と、振動子が発生した振動を弾性波として被験体内部のフォーカス領域にて集束する振動集束工程（０６０２）と、集束させた弾性波の横波を検出し、ＮＭＲ装置等を用いてＮＭＲ画像を取得するＮＭＲ画像取得工程（０６０３）と、からなる。

「信号発生工程」（０６０１）とは、振動を発生させるために複数の振動子に信号を与える工程である。「振動子」とは、前記実施形態１における振動発生部に相当する。また、「信号」とは、当該振動子を駆動するための電気信号のことをいう。振動子に与える信号は、振動子が発生する振動がフォーカス領域において弾性波として集束し、所望のＮＭＲ画像を取得できるものであれば特に限定しない。複数の振動子に与える信号が全て同一の信号でもよく、振動子によって異なる信号でもよい。これはら、被験体種別、測定対象領域種別、フォーカス領域までの距離などを考慮して、適宜決定すればよい。本工程で与えた信号に基づいて、後述する振動集束工程にて振動が発生される。

「振動集束工程」（０６０２）とは、複数の振動子により被験体に与える振動を発生させて（０６０４）、振動が弾性波として被験体内部を伝搬し、フォーカス領域で集束させる（０６０５）工程である。「弾性波として被験体内部を伝搬し」とは、横波と縦波がともに被験体内部を伝わることをいう。当該弾性波のうち、横波のみが後述するＮＭＲ画像取得工程において検知される。横波は波長が短いため、高精度の画像が取得でき、また伝搬速度が遅く、伝搬する波を計測しやすいためである。

「ＮＭＲ画像取得工程」（０６０３）とは、集束させた弾性波の横波を検出し、ＭＲ撮像装置またはＭＲＩ顕微鏡装置を用いてNMR画像を取得する工程である。ここで、弾性波の横波を検出し、ＮＭＲ装置等を用いてＮＭＲ画像を取得する方法は既存の方法を用いればよい。

なお、本実施形態のＮＭＲ画像取得方法により被験体のＮＭＲ画像を取得し、被験体内部の粘弾性を測定する方法にＭＲＥ法（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｅｌａｓｔｏｇｒａｐｈｙ）がある。

ＭＲＥ法とは、核磁気共鳴（Ｎｕｃｌｅａｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ，ＮＭＲ）の技術を用いて物体が含有するプロトンの共鳴信号（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ 信号，ＭＲ信号）を画像化する磁気共鳴イメージング（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ，ＭＲＩ）を用いた撮影法の一つである。被験体外部から振動を与えながら撮影することにより被験体内を伝搬する振動のパターンを画像化するものである。

ＮＭＲデータを取得するために利用するパルスシーケンスは、ＳＥ法（Ｓｐｉｎｅ Ｅｃｈｏ）、ＥＰＩ法（Ｅｃｈｏ Ｐｌａｎｎａｒ）、ＧＲＥ法（Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ）や、これらをベースにした種々のシーケンスなど、特に限定しない。なお、ＭＲＥ法の基本的なパルスシーケンスでは、外部加振装置を用いて被験体を振動させ、被験体内に弾性波を誘発させる（信号発生工程、振動集束工程）。そして撮影の際、振動に同期した傾斜磁場（Ｍｏｔｉｏｎ Ｓｅｎｓｉｔｉｚｉｎｇ Ｇｒａｄｉｅｎｔｓ，ＭＳＧ）を印加すると、被験体が発生するＭＲ信号が傾斜磁場を印加しない場合の信号に対して位相差を生じる。そして、当該位相差を含むＭＲ信号を二次元フーリエ変換し、位相の変化量に相当する虚数部分を画像化することにより、被験体内を伝搬する振動を可視化する。

得られた画像から、被験体内を伝搬する弾性波の波長、周波数、減数係数を算出し、波動方程式により被験体の粘弾性率を測定する。
<実施形態２：効果>

本実施形態のＮＭＲ画像取得方法によれば、フォーカス領域においてＮＭＲ画像取得に必要な振幅が得られ、また、被験体に与える振動を高度に制御可能であるため、所望のＮＭＲ画像が得られる。

図３に本実施形態に係る加振装置の振動発生部と、振動伝達チップの構成の一例を示す。（ａ）、（ｂ）が斜視図を示し、（ｃ）が上面図、（ｄ）が底面図を示す。また、図３（ａ）におけるＡ−Ａ´の断面図を図４に、Ｂ−Ｂ´の断面図を図５に示す。本実施例の集束型加振装置は、９個の振動発生部と、９個の振動伝達チップを備えている。なお、図３においては、便宜上、１個の振動伝達チップ（０３０１）のみ図示する。また、振動伝達チップ（０３０１）が並ぶ面は凹型曲面形状である。

図３において、振動伝達チップ（０３０１）は格子状に９個配置されている。また、各振動伝達チップ（０３０１）はフォーカス領域にて弾性波が集束するように指向配置されている。つまり、振動伝達チップの先端（被験体に接する面）を繋げた面が凹型曲面形状になるように配置されている。当該凹型曲面形状の中心点は、フォーカス領域に相当する。０３０２は圧電素子配線用および放熱用の穴である。なお、振動発生部は隠れているため図示していない。

図４は、図３（ａ）におけるＡ−Ａ´の断面図を示す。図１においては、紙面の上面方向から見た断面図である。圧電素子からなる振動発生部（０４０１）と、当該振動発生部と被験体（０４０５）との間に配設されたアクリルブロックからなる振動伝達チップ（０４０２）とを備える。これらは２枚のアクリル材料からなる厚さ５ｍｍの平板（０４０３）に挟まれるように配置される（図５）。なお、各アクリルブロック（０４０２）はフォーカス領域（０４０６）へ指向配置されている。本実施例においては、フォーカス領域（０４０６）は被験体の表面から１００ｍｍの深さに設定されている。なお、圧電素子（０４０１）とは、その長手方向に伸び縮みして、アクリルブロック（０４０２）を介して振動を被験体（０４０５）に与えるため、それらの側面は固定されておらず、圧電素子（０４０１）の底面のみが固定されている。また、当該側面はアクリル平板（０４０３）との間で摩擦が生じないように構成されている。圧電素子の伸び縮みを阻害しないためである。

なお、本実施例の圧電素子（０４０１）は、４０ｍｍ×３ｍｍ×２ｍｍである。また、アクリルブロック（０４０２）は、１０ｍｍ×３ｍｍ×２ｍｍである。

図５は、図３（ａ）におけるＢ−Ｂ´の断面図を示す。図１においては、紙面の右側面から見た断面図である。圧電素子からなる振動発生部（０５０１）と、当該振動発生部と被験体（０５０５）との間に配設されたアクリルブロックからなる振動伝達チップ（０５０２）とを備える。各アクリルブロック（０５０２）はフォーカス領域（０５０６）へ指向配置されている。また、圧電素子（０５０１）は、２枚のアクリル平板（０５０３）（図４の０４０３）に挟まれるように配置されている。また、当該アクリル平板（０５０３）と別の圧電素子を挟むアクリル平板との間には、厚さ５ｍｍの略扇状のアクリル平板（０５０４）が配置されている。その他の構成は図３、４と同一であるため説明は省略する。

図７に超高速撮影法（ＳＥ−ＥＰＩ）を利用した弾性波撮影用パルスシーケンスの一例を示す。図中「ＴＲ」（Ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ Ｔｉｍｅ）とはＭＲ信号収集の繰り返し時間を示す、「ＴＥ」（Ｅｃｈｏ Ｔｉｍｅ）とは９０°ＲＦ（Ｒａｒｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）パルス印加からＭＲ信号のエコーが現れるまでの時間を示す。また、「Ｄｅｌａｙ Ｔｉｍｅ」とは、加振開始時刻から９０°ＲＦパルス印加までの遅延時間である。また、「Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ」は、３次元直行空間（ｘ、ｙ、ｚ）からＲＦパルスとの組合せによる撮影断面の選択や、断面内の位置情報をＭＲ信号の周波数や位相に付加するための傾斜磁場を示す。また、「ＭＳＧ」（Ｍｏｔｉｏｎ Ｓｅｎｓｉｔｉｚｉｎｇ Ｇｒａｄｉｅｎｔ）は、振動増感傾斜磁場のことであり、弾性体内に発生させた微弱な弾性波におけるＭＳＧと同じ周波数と向きの変位情報を、ＭＲ信号の位相に付加するための傾斜磁場を示す。また、「Ｏｓｃｉｌｌａｔｉｏｎ」は、本発明に係る集束型加振装置が発生し、被験体に与える振動を示す。
なお、振動をフォーカス領域に収束させた結果を見て、振動を発生させる振動発生部を選択し、あるいは振動発生部により信号発生部の信号を変化させ、再度振動をフォーカス領域に収束させることでよりよい効果を得ることもできる。

０１０１ 振動発生部
０１０２ 振動伝達チップ
０１０３ 被験体
０１０４ フォーカス領域
０１０５ 信号発生部
０１０６ アンプ
０１０７ ファンクションジェネレータ
０１０８ 寝台
０１０９ ガントリ
０１１０ 画像取得領域
０１１１ 測定対象領域

Claims (8)

1. 被験体の粘弾性を識別できる画像をＮＭＲにより取得するために、ＭＲ撮像装置またはＭＲＩ顕微鏡装置に利用される集束型加振装置であって、
   被験体に対して与える振動を発生するための複数の振動発生部と、
   振動発生のための信号を前記振動発生部に与える信号発生部と、
   前記振動発生部と被験体との間で前記振動発生部に接続され、かつ、発生した振動が弾性波として被験体内部を伝搬しフォーカス領域で集束するようにフォーカス領域へ指向配置される、一の振動発生部に対して一つ備えられる複数の振動伝達チップと、
   前記振動発生部及び前記振動伝達チップを挟む一対の平板と、を有し、
   前記振動発生部と前記振動伝達チップの接続面が前記一対の平板の表面よりも深く、前記振動伝達チップの被験体と接する面が前記一対の平板の表面より高く、
   前記複数の振動伝達チップの被験体と接する面を繋げた面が凹型曲面形状である集束型加振装置。
2. 前記振動発生部は圧電素子である請求項１に記載の集束型加振装置。
3. 前記振動伝達チップはアクリルブロックである請求項１又は２に記載の集束型加振装置。
4. 前記信号発生部は前記振動発生部が１００ヘルツ以上の周波数で振動するための信号を与える請求項１乃至３のいずれか一に記載の集束型加振装置。
5. ３個以上の前記振動伝達チップを備える請求項１乃至４のいずれか一に記載の集束型加振装置。
6. 前記振動伝達チップは、観察のために収容されている被験体を配置する台上の側面付近から振動を与えるように配置されている請求項１乃至５のいずれか一に記載の集束型加速装置。
7. 請求項１乃至６のいずれか一に記載の集束型加振装置を備えたＭＲ撮像装置。
8. 請求項１乃至６のいずれか一に記載の集束型加振装置を備えたＭＲＩ顕微鏡装置。