JP7171047B2

JP7171047B2 - 撮影装置

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Publication number: JP7171047B2
Application number: JP2019050724A
Authority: JP
Inventors: 智一沼野; 哲史波部
Original assignee: Tokyo Metropolitan Public University Corp
Current assignee: Tokyo Metropolitan Public University Corp
Priority date: 2019-03-19
Filing date: 2019-03-19
Publication date: 2022-11-15
Anticipated expiration: 2039-03-19
Also published as: JP2020151047A

Description

特許法第３０条第２項適用公益社団法人日本放射線技術学会，日本放射線技術学会第７４回総会学術大会予稿集，第２０１頁１５５，２０１８年３月２０日発行

本発明は、撮影装置に関し、特に、組織の硬さを測定するＭＲエラストグラフィ（Magnetic Resonance Elastography : ＭＲＥ）の撮影が可能な撮影装置に関する。

医療現場において、患者に対して放射線被曝等の影響の少ないＭＲＩ装置（Magnetic Resonance Imaging装置：磁気共鳴画像装置）が使用されている。ＭＲＩ装置では、人体の各細胞に含まれる水素原子核（プロトン）に対して、プロトンのスピンに応じた高周波磁場を印加して励起し、励起したプロトンが元の状態に戻る（緩和）際に発する電磁波に基づいて、プロトンの密度が異なる部分（例えば、水と脂肪）を濃淡で表した画像を得ることが可能である。
ＭＲＥ（Magnetic Resonance Elastography：磁気共鳴エラストグラフィ）は、対象物に振動（体幹部の場合には、５０Ｈｚ～１００Ｈｚ程度）を加えながら、ＭＲＩ装置で撮像することで、対象部内部の「硬さ」の違いによる振動波の伝播の違いを利用し、硬さを画像化する撮像法である（特許文献１，２参照）。

現状では、腰痛（Low Back Pain：ＬＢＰ）と呼ばれる症状において、ＭＲＩやＣＴ等の画像診断等で原因が判明する腰痛（＝特異的腰痛、ヘルニアや腰椎すべり症等）は全体の約１５％とされ、残りの約８５％は、非特異的腰痛とされ原因が不明である。
腰痛の診断では、特別な機器を使用せずに手軽に実施可能な触診が広く行われているが、触診では、触診を行う術者の感覚や経験により評価が大きく変わり、いわば定性的な評価となる。また、触診では、体表に近い部分の筋肉等の硬さしかわからず、体の深部の臓器や筋肉の診断を行うことはできない。

特表２００５－５０７６９１号公報（「０００８」、「００１４」～「００２３」）特開２０１１－９８１５８号公報（「０００３」～「００１８」、「００２６」～「００２９」）

(従来技術の問題点)
前述のように、腰痛の診断において、従来の画像診断で原因が判明するものは限られており、触診では、定量的な評価が困難であるとともに、深部の臓器等の診断を行うことができない問題もあった。
本発明者らは、長時間座り続ける人に腰痛が多いことに着目した。人が座る姿勢を取ると、背骨の横側（前側）において腰椎から大腿骨に渡る大腰筋（Psoas Major Muscle: ＰＭ）が縮んだ状態（緊張した状態）となり、背骨の後側の脊柱起立筋群が延びた状態となる。したがって、人が長時間座った状態となると、脊柱起立筋群とＰＭの負荷バランスに乱れが生じ、脊柱起立筋群が過負荷状態になると考えた。

ここで、脊柱起立筋群は比較的体表に近いので、触診が可能かもしれないが、ＰＭについては体の奥にあり、触診は困難である。
ＰＭの硬さを測定するために、ＭＲＥを使用することが考えられる。しかしながら、ＭＲＥでは、患部（被検査部）を振動させる必要がある。現在、ＭＲＥを使用して診断が行われているのは、肝臓の硬さ（肝硬変等）が主であり、肝臓は体内でも比較的大きな臓器であると共に、比較的体表にも近い。したがって、肝臓のＭＲＥ撮影では、既製品の大型のパッドを使用して面を揺らすような形で、振動を伝えることができている。
しかしながら、ＰＭのような体の中心に近い場所にある筋肉に対して肝臓用のパッドを使用しても途中の臓器や筋肉で振動が減衰してしまい、ＰＭを振動させることは困難である。

本発明は、従来の構成に比べて、体内の被検査部についてＭＲＥ撮影可能にすることを技術的課題とする。

前記技術的課題を解決するために、請求項１に記載の発明の撮影装置は、
静磁場と、位置に応じて磁場が変化する傾斜磁場と、プロトンの磁気共鳴条件に基づいて予め設定された交番磁場と、を被検者の被検査部に対して発生させる磁場発生装置と、
前記交番磁場を予め設定された繰り返し時間をあけて印加する交番磁場の印加手段と、
前記交番磁場で励起された被検査部のプロトンが緩和する際に放出される電磁波を受信する時間であるエコー時間に基づいて、前記電磁波を受信する受信手段と、
被検査部に振動を付与する振動付与部材であって、腰椎に沿って延びる導入部と、前記導入部に接続して形成され且つ体外から体表に向かう方向に沿って延びる凹部状の接続部と、を有し、被検査部に対応する体表面に前記接続部が接触した状態で、前記導入部に接続された音源からの音圧を前記被検者の体表に付与することで前記被検査部に振動を付与する前記振動付与部材と、
被検査部に対して予め設定された方向からＭＲＥ用の傾斜磁場を印加する傾斜磁場の印加手段と、
前記傾斜磁場を印加する時期に対応する前記エコー時間に応じて取得された電磁波に基づいて、電磁波信号の位相に応じたＭＲ位相画像を取得するＭＲ位相画像の取得手段と、
を備えたことを特徴とする。

請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の撮影装置において、
前記接続部は、前記腰椎の延びる方向に交差する幅方向の幅が、前記体外から体表に向かうにつれて大きくなる
ことを特徴とする。

請求項３に記載の発明は、請求項１に記載の撮影装置において、
前記接続部は、前記腰椎の延びる方向に交差する幅方向の幅が、前記体外から体表に向かうに対して段差状に大きくなる
ことを特徴とする。

請求項１に記載の発明によれば、肝臓用の大きなパッドを使用する従来の構成に比べて、体内の被検査部についてＭＲＥ撮影可能にすることができる。
請求項２，３に記載の発明によれば、接続部の幅が狭い構成に比べて、振動付与部材が被検者の腰椎からずれてもＭＲＥ測定を行うことができる。

図１は本発明の実施例１の磁気共鳴撮影装置の説明図である。図２は実施例１の振動付与部材の説明図であり、図２Ａは説明図、図２Ｂは図２ＡのＩＩＢ－ＩＩＢ線断面図である。図３は実施例１の磁気共鳴撮影装置におけるコンピュータ本体の機能ブロック図である。図４は実施例１の磁場の印加および振動の付与の説明図であり、横軸に時間を取ったグラフである。図５は実施例１の実験結果の説明図であり、ＭＲＥ画像の説明図である。図６は実施例２の振動パッドの説明図であり、実施例１の図２Ｂに対応する図である。図７は実施例３の振動パッドの説明図であり、実施例１の図２Ｂに対応する図である。図８は実施例４の振動パッドの説明図である。

次に図面を参照しながら、本発明の実施の形態の具体例（以下、実施例と記載する）を説明するが、本発明は以下の実施例に限定されるものではない。
なお、以下の図面を使用した説明において、理解の容易のために説明に必要な部材以外の図示は適宜省略されている。

図１は本発明の実施例１の磁気共鳴撮影装置の説明図である。
図１において、本発明の撮影装置の一例としての実施例１の磁気共鳴撮影装置１は、磁場発生装置の一例としての磁石部２を有する。磁石部２には、内部を水平方向に貫通する貫通孔３が形成されている。貫通孔３には、寝た状態の被検者４が支持される寝台６が貫通可能である。
磁石部２は、静磁場印加部材の一例としての静磁場発生磁石１１を有する。なお、静磁場発生磁石として、超電導電磁石や永久磁石を使用することが可能である。静磁場発生磁石１１の内側には、傾斜磁場印加部材の一例としての傾斜磁場発生コイル１２が配置されている。傾斜磁場発生コイル１２の内側には、励起磁場印加部材の一例としての高周波磁場発生コイル１３が配置されている。高周波磁場発生コイル１３の内側には、受信部の一例として、電磁波を受信する受信コイル１４が配置されている。

図２は実施例１の振動付与部材の説明図であり、図２Ａは説明図、図２Ｂは図２ＡのＩＩＢ－ＩＩＢ線断面図である。
実施例１では、被検者４には、被検査部の一例としての大腰筋のＭＲＥ測定をするために、背骨側の体表面の部分に、振動付与部材の一例としての振動パッド１６が支持されている。
図２において、振動パッド１６には、接続部の一例として凹部状の振動伝播空間１６ａが形成されている。振動伝播空間１６ａの底部には、腰椎１７の延びる方向に沿って延びる導入部の一例としての導入溝１６ｂが形成されている。
図２Ｂにおいて、実施例１の振動伝播空間１６ａは、腰椎１７の延びる方向に交差する幅方向の幅Ｌ１が、体外（導入溝１６ｂ側）から体表（開口１６ｃ側）に向かうにつれて大きくなる。開口１６ｃでの幅は、腰椎の太さ（幅）よりも大きくなるように設定されている。

導入溝１６ｂの一端部は、振動パッド１６の本体を貫通して外部に延びている。そして、導入溝１６ｂの外端は、ホース１８の一端に接続されており、ホース１８の他端は、音源の一例としてのスピーカ１９に接続されている。
したがって、スピーカ１９が所定の周波数の音を出力することで、その音圧がホース１８を通じて導入溝１６ｂ、振動伝播空間１６ａに伝播し、振動伝播空間１６ａの開口１６ｃに接触する被検者４を振動させる。

なお、実施例１では、振動パッド１６の振動伝播空間１６ａの長さ（腰椎１７の延びる方向の長さ）Ｌ２は、一例として、第２腰椎１７ａから第４腰椎１７ｃに対応する長さに設定されている。すなわち、複数の腰椎１７ａ～１７ｃに渡る範囲を振動させるように設定されている。
また、実施例１では、開口１６ｃにフィルム等の膜状部材を貼り付けていないが、膜状部材を設置した構成とすることも可能である。すなわち、被検者４の体表に、膜状部材を介して振動伝播空間１６ａが接触する構成も含む。
なお、実施例１では、振動パッド１６の内部に軽量化および材料費節約のための孔１６ｄを複数形成しているが、孔１６ｄを形成しない構成とすることも可能である。

前記磁石部２には、情報処理装置の一例としてのコンピュータ装置２１がケーブルＣｂを介して電気的に接続されている。したがって、コンピュータ装置２１は、磁石部２との間で、静磁場発生磁石１１等の制御信号や受信コイル１４での検知信号等が送受信可能に構成されている。コンピュータ装置２１は、コンピュータ本体２２と、表示部の一例としてのディスプレイ２３と、入力部の一例としてのキーボード２４およびマウス２５と、を有する。なお、実施例１では、コンピュータ装置２１と磁石部２とをケーブルＣｂで接続する構成を例示したが、これに限定されず、携帯電話回線やBluetooth（登録商標）、無線ＬＡＮ等、任意の無線通信方式で情報の送受信を行うことも可能である。

（実施例１のコンピュータ本体２２の制御部の説明）
図３は実施例１の磁気共鳴撮影装置におけるコンピュータ本体の機能ブロック図である。
図３において、実施例１のコンピュータ本体２２の制御部４１は、外部との信号の入出力および入出力信号レベルの調節等を行うＩ／Ｏ（入出力インターフェース）、必要な起動処理を行うためのプログラムおよびデータ等が記憶されたＲＯＭ（リードオンリーメモリ）、必要なデータ及びプログラムを一時的に記憶するためのＲＡＭ（ランダムアクセスメモリ）、ＲＯＭ等に記憶された起動プログラムに応じた処理を行うＣＰＵ（中央演算処理装置）ならびにクロック発振器等を有するコンピュータ装置により構成されており、前記ＲＯＭ及びＲＡＭ等に記憶されたプログラムを実行することにより種々の機能を実現することができる。
制御部４１には、基本動作を制御する基本ソフト、いわゆる、オペレーティングシステムＯＳ、アプリケーションプログラムの一例としての撮影装置制御プログラムＡＰ１、その他の図示しないソフトウェアが記憶されている。

（実施例１の制御部４１に接続された要素）
制御部４１には、キーボード２４やマウス２５、受信コイル１４等の信号出力要素からの出力信号が入力されている。
また、実施例１の制御部４１は、ディスプレイ２３、静磁場発生磁石１１、傾斜磁場発生コイル１２、高周波磁場発生コイル１３等の被制御要素へ制御信号を出力している。

（制御部４１の機能）
実施例１の制御部４１の撮影装置制御プログラムＡＰ１は、下記の機能手段（プログラムモジュール）５１～５８を有する。

磁場制御手段５１は、磁石部２を制御して、被検者４の被検査部をＭＲ撮影するための磁場を制御する。実施例１の磁場制御手段５１は、繰り返し時間記憶手段５１ａと、エコー時間記憶手段５１ｂと、静磁場印加手段５１ｃと、傾斜磁場印加手段５１ｄと、交番磁場の印加手段の一例としての高周波磁場印加手段５１ｅと、を有する。

図４は実施例１の磁場の印加および振動の付与の説明図であり、横軸に時間を取ったグラフである。
繰り返し時間記憶手段５１ａは、被検者４の被検査部に含まれるプロトンを励起するために印加される交番磁場の一例としての高周波磁場を印加する間隔である繰り返し時間ＴＲを記憶する。

エコー時間記憶手段５１ｂは、高周波磁場が印加されてから、励起されたプロトンが元の状態に戻る（緩和する）際に発する電磁波を取得するまでの間隔であるエコー時間ＴＥを記憶する。なお、実施例１では、繰り返し時間ＴＲおよびエコー時間ＴＥは、予め設定されているが、磁気共鳴撮影装置１の利用者が手動で入力して、設定、変更が可能に構成することも可能である。

静磁場印加手段５１ｃは、静磁場発生磁石１１を制御して、静磁場を発生させる。実施例１の静磁場印加手段５１ｃは、一例として、３［Ｔ］の静磁場を発生させる。
傾斜磁場印加手段５１ｄは、傾斜磁場発生コイル１２を制御して、位置に応じて磁場が変化するＭＲＥ用の傾斜磁場（勾配磁場）を発生させる。従って、傾斜磁場が振動検出傾斜磁場ＭＥＧ（motion encoding gradient）と呼ばれる磁場である。実施例１の傾斜磁場印加手段５１ｄは、図４に示すように、互いに直交するスライス(slice)方向、リードアウト(read out)方向およびフェーズ(phase)方向の３軸方向において、スライス方向（スライス軸）に傾斜磁場を発生させる。
高周波磁場印加手段５１ｅは、高周波磁場発生コイル１３を制御して、プロトンを励起する周波数に対応する交番磁場である高周波磁場を発生させる。

振動付与制御手段５２は、スピーカ１９のオン／オフを制御して、振動パッドにより被検査部に振動を付与する。
受信手段の一例としての信号取得手段５３は、エコー時間ＴＥの時期に、受信コイル１４を介して被検者４のプロトンが緩和する際に発生する電磁波信号を取得する。したがって、実施例１では、図４に示す振動が振動付与制御手段５２で付与された状態で、エコー時間ＴＥにおいて受信コイル１４で信号を測定することで、振動（Vibration）を付与しながらのＭＲ画像を撮像する。

ＭＲ画像取得手段５４は、信号処理手段５４ａと、ＭＲ強度画像の作成手段５４ｂと、ＭＲ位相画像の作成手段５４ｃと、を有し、信号取得手段５３が取得した電磁波信号に基づいて、ＭＲ画像を作成する。
信号処理手段５４ａは、受信した電磁波信号において信号処理をする。実施例１の信号処理手段５４ａは、信号取得手段５３が取得した信号を実数部ｒ（real part）とし、信号取得手段５３が取得した信号をπ／２位相を遅らせた信号を虚数部ｉ（imaginary part）とする。すなわち、受信した電磁波信号に基づいた複素数、いわゆる、ＭＲＩの技術分野におけるｋ空間（周波数空間）の信号を生成する。そして、実数部ｒと虚数部ｉに対して、フーリエ逆変換（実施例では高速フーリエ逆変換）を行って、実空間の信号Ｒ，Ｉに変換する。そして、実空間における実数部Ｒと虚数部Ｉとに基づいて、複素平面における強度Ｍ＝（Ｒ²＋Ｉ²）^1/2と、位相φ＝ｔａｎ^-1（Ｉ／Ｒ）とを演算する。なお、この演算は、従来のＭＲＩ装置において導入されており、公知であるため、これ以上の詳細な説明は省略する。

ＭＲ強度画像の作成手段５４ｂは、信号処理手段５４ａで算出された強度Ｍに基づいて、ＭＲ強度画像を作成する。なお、ＭＲ強度画像は、一般的にＭＲＩ画像として、診断に使用される画像である。

ＭＲ位相画像の作成手段５４ｃは、電磁波信号から算出された位相φに基づいて、ＭＲ位相画像（MREではWave Imageとして利用される）を作成する。ここで、実施例１のＭＲ位相画像の作成手段５４ｃでは、エコー時間ＴＥで測定された電磁波信号から算出された位相φに基づいて、ＭＲ位相画像（ＭＲＥ画像）を作成する。

波長取得手段５５は、振動パッド１６で付与された振動により被検者４の内部を伝播する振動波の波長λを取得する。
硬さ推定手段５６は、振動波の波長λと、振動パッド１６で付与された振動波の周波数ｆと、被検査部の密度ρと、に基づいて、被検査部の硬さμを推定する。なお、振動波の周波数ｆは、振動パッド１６で付与される振動波の周波数ｆから既知であり、被検査部の密度ρについては、人体の密度はほぼ１［g/cm³］である。そして、硬さ（弾性率）μは、μ＝ρ・（λ・ｆ）²から計算される。
ＭＲＥ画像作成手段５７は、ＭＲ現象を利用して硬さを画像化したＭＲElastogram画像（ＭＲＥ画像）を作成する。実施例１のＭＲＥ画像作成手段５７は、局所領域（画素）毎に計算された硬さμに応じて色分けされたＭＲＥ画像を作成する。一例として、硬い部分（硬さμの値の大きな画素）を赤く表示し、軟らかくなる（硬さμの値が小さくなる）に連れて、黄、緑、青、紫と変化するように表示することが可能である。

画像表示手段５８は、ＭＲ画像取得手段５４やＭＲＥ画像作成手段５７で作成された画像を、ディスプレイ２３に表示する。すなわち、被検査部の断面画像であるＭＲ強度画像（通常の診断で利用する画像）と、ＭＲ位相画像（ＭＲＥではWave Imageとして利用）と、Elastogram画像（ＭＲＥ画像）とがディスプレイ２３に表示される。なお、実施例１では、Wave Image画像やElastogram画像だけでは、解剖学的構造がわかりにくいので、ＭＲ強度画像と、Wave Image画像やElastogram画像とを重ねて表示する表示モードも備えることが可能である。なお、画像を重ねて表示したり、全ての画像をディスプレイ２３に表示せず、入力に応じて、ＭＲ強度画像と、Wave Image画像やElastogram画像を切替えて表示することも可能である。また、同一の断面において、ＭＲ強度画像とElastogram画像を並べて配置することも可能であるし、異なる断面におけるElastogram画像を並べて表示する等、任意の変更が可能である。

（実施例１の作用）
図５は実施例１の実験結果の説明図であり、ＭＲＥ画像の説明図である。
前記構成を備えた実施例１の磁気共鳴撮影装置１では、振動パッド１６が付与した振動は、体表から、体表近くにある腰椎１７ａ～１７ｃを振動させる。したがって、腰椎１７ａ～１７ｃの振動に伴って、腰椎１７ａ～１７ｃに一端が接続されている大腰筋１０１も振動することとなる。したがって、大腰筋１０１の振動と、静磁場や傾斜磁場によってＭＲＥ画像が取得可能である。よって、実施例１の磁気共鳴撮影装置１では、従来の肝臓用の振動パッドしかない従来の構成に比べて、体内の深部にある大腰筋１０１についてＭＲＥ撮影可能にすることができる。
また、実施例１の磁気共鳴撮影装置１では、大腰筋１０１の硬さ（弾性率μの大きさ）が定量的に測定され、可視化もされる。したがって、大腰筋１０１が硬いと、大腰筋に負荷がかかっていることがわかり、腰痛の診断に資することができる。

図６は実施例２の振動パッドの説明図であり、実施例１の図２Ｂに対応する図である。
次に本発明の実施例２の説明をするが、この実施例２の説明において、前記実施例１の構成要素に対応する構成要素には同一の符号を付して、その詳細な説明は省略する。
この実施例２は下記の点で、前記実施例１と相違しているが、他の点では前記実施例１と同様に構成される。

図６において、実施例２の振動パッド１６′では、実施例１の振動パッド１６の振動伝播空間１６ａとは異なる振動伝播空間１６ａ′を有する。実施例２の振動伝播空間１６ａ′は、導入溝１６ｂの幅で開口１６ｃ側に延びている。

（実施例２の作用）
前記構成を備えた実施例２の磁気共鳴撮影装置１では、実施例１と同様に、振動伝播空間１６ａ′を伝播する音（振動）で、被検査部である大腰筋１０１を揺らすことができる。実施例２の振動伝播空間１６ａ′では、実施例１の振動伝播空間１６ａに比べて、幅が狭く、空間の体積が小さい。したがって、音圧が上がるため、実施例１に比べて、大腰筋１０１を揺らしやすくなることが期待される。

図７は実施例３の振動パッドの説明図であり、実施例１の図２Ｂに対応する図である。
次に本発明の実施例３の説明をするが、この実施例３の説明において、前記実施例１の構成要素に対応する構成要素には同一の符号を付して、その詳細な説明は省略する。
この実施例３は下記の点で、前記実施例１と相違しているが、他の点では前記実施例１と同様に構成される。

図７において、実施例３の振動パッド１６″では、実施例１の振動パッド１６の振動伝播空間１６ａとは異なる振動伝播空間１６ｅ＋１６ｆを有する。実施例３の振動伝播空間１６ｅ＋１６ｆは、導入溝１６ｂの幅で開口１６ｃ側に延びる幅狭部１６ｅと、幅狭部１６ｅの開口１６ｃ側の端部に段差状、階段状に接続された幅広部１６ｆとを有する。

（実施例３の作用）
前記構成を備えた実施例３の磁気共鳴撮影装置１では、振動パッド１６″が幅狭部１６ｅと幅広部１６ｆを有する。実施例２の構成では、振動伝播空間１６ａ′の幅が狭いため、振動パッド１６′を装着する位置が腰椎１７からずれると、左右の大腰筋１０１で差が出やすくなり、ずれが大きいと大腰筋１０１をほとんど振動させられない場合もある。これに対して、実施例３では、開口１６ｃ側に幅広部１６ｆが形成されており、振動パッド１６″の装着位置が多少ずれても開口１６ｃの内側に腰椎１７が収まりやすい。また、幅狭部１６ｅで、開口１６ｃの近傍まで音圧が高い状態を維持することができ、実施例１に比べて音圧が高くなることが期待される。

図８は実施例４の振動パッドの説明図である。
次に本発明の実施例４の説明をするが、この実施例４の説明において、前記実施例１の構成要素に対応する構成要素には同一の符号を付して、その詳細な説明は省略する。
この実施例４は下記の点で、前記実施例１と相違しているが、他の点では前記実施例１と同様に構成される。

図８において、実施例４の振動パッド２０１では、実施例２の振動パッド１６′を間隔をあけて３つ接続したものである。

（実施例４の作用）
前記構成を備えた実施例４の磁気共鳴撮影装置１では、振動パッド２０１が３つつながっており、中央（Ｃ：Center）、左（Ｌ：Left）、右（Ｒ：Right）の３つのそれぞれの振動パッドから入力される振動を個別に調整可能である。したがって、ＭＲＥ画像を見て、左右でバランスが取れていない状況では、左右の振動パッドから入力される振動を強めたり弱めたりして左右の振動のバランスを取ることが可能である。

実施例４のほかにも、音源であるスピーカ１９は共通のものを使用して、スピーカ１９から延びるホース１８を３つに分岐して、それぞれのホースの長さを波長に合わせて（調整して）決定することで、各振動パッド２０１に入力される振動の位相を変えることも可能である。すなわち、振動周波数が決まれば波長が決まるので、それぞれのホース長を「波長」に合わせて調整すればＣ，Ｌ，Ｒを各々任意の振動位相に調整でき、振動位相に応じたＭＲＥ画像を取得することも可能である。このようにすることで、スピーカ１９の個数を減らすことができ、１つのスピーカで振動させている既存のシステム構成の場合には、振動パッド２０１とホースを実施例の構成と交換することで利用可能である。
なお、ホースの長さの調整方法は、ホース自体を交換する方法でも可能であるし、途中に蛇腹やスライドして伸縮する筒等の長さ調整機構を設けて蛇腹等を伸縮することでホース全体の長さを調整する構成とすることも可能である。

（変更例）
以上、本発明の実施例を詳述したが、本発明は、前記実施例に限定されるものではなく、特許請求の範囲に記載された本発明の要旨の範囲内で、種々の変更を行うことが可能である。本発明の変更例（Ｈ01）～（Ｈ04）を下記に例示する。
（Ｈ01）前記実施例において、磁石部２がリング状、いわゆる、トンネル型の磁気共鳴撮影装置を例示したが、これに限定されない。例えば、磁石部２がコの字型、いわゆる、オープン型の磁気共鳴撮影装置にも適用可能である。
（Ｈ02）前記実施例において、例示した具体的な数値は、設計や仕様等に応じて、任意に変更可能である。

（Ｈ03）前記実施例において、振動パッド１６，１６′，１６″の具体的な形状や長さ、幅や、振動伝播空間１６ａ，１６ａ′，１６ｅ＋１６ｆの形状等は、設計や仕様等に応じて、変更可能である。
（Ｈ04）前記実施例において、大腰筋１０１のＭＲＥ画像を撮影することを例示したがこれに限定されない。例えば、腸腰筋等の骨に一端が接続されている筋肉や、仰向けの姿勢において重力で腰椎に近接した状態となる膵臓のように、骨の近傍の筋肉や臓器に適用可能である。

１…撮影装置、
２…磁場発生装置、
１６…振動付与部材、
１６ａ，１６ａ′，１６ｅ＋１６ｆ…接続部、
１６ｂ…導入部、
１７…腰椎、
１９…音源、
５１ｄ…傾斜磁場の印加手段、
５１ｅ…交番磁場の印加手段、
５３…受信手段、
５４ｃ…ＭＲ位相画像の取得手段、
１０１…被検査部、
Ｌ１…接続部の幅。

Claims

静磁場と、位置に応じて磁場が変化する傾斜磁場と、プロトンの磁気共鳴条件に基づいて予め設定された交番磁場と、を被検者の被検査部に対して発生させる磁場発生装置と、
前記交番磁場を予め設定された繰り返し時間をあけて印加する交番磁場の印加手段と、
前記交番磁場で励起された被検査部のプロトンが緩和する際に放出される電磁波を受信する時間であるエコー時間に基づいて、前記電磁波を受信する受信手段と、
被検査部に振動を付与する振動付与部材であって、腰椎に沿って延びる導入部と、前記導入部に接続して形成され且つ体外から体表に向かう方向に沿って延びる凹部状の接続部と、を有し、被検査部に対応する体表面に前記接続部が接触した状態で、前記導入部に接続された音源からの音圧を前記被検者の体表に付与することで前記被検査部に振動を付与する前記振動付与部材と、
被検査部に対して予め設定された方向からＭＲＥ用の傾斜磁場を印加する傾斜磁場の印加手段と、
前記傾斜磁場を印加する時期に対応する前記エコー時間に応じて取得された電磁波に基づいて、電磁波信号の位相に応じたＭＲ位相画像を取得するＭＲ位相画像の取得手段と、
を備えたことを特徴とする撮影装置。
前記接続部は、前記腰椎の延びる方向に交差する幅方向の幅が、前記体外から体表に向かうにつれて大きくなる
ことを特徴とする請求項１に記載の撮影装置。
前記接続部は、前記腰椎の延びる方向に交差する幅方向の幅が、前記体外から体表に向かうに対して段差状に大きくなる
ことを特徴とする請求項１に記載の撮影装置。