JP7264564B2 - Ｍｒｉ装置用補助ガントリ及びｍｒｉ装置の制御方法 - Google Patents

Description

本発明はＭＲＩ装置用補助ガントリ及びＭＲＩ装置の制御方法に関する。

診断用ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置は、強く均一な静磁場中の被検体である被検者に高周波の振動または回転磁場を与え、人体内の原子核に共鳴現象を起こさせる際に発生する巨視的な核磁化の減衰として現れる高周波電磁波を受信コイルで取得し、得られた信号データを画像再構成する非侵襲撮像装置である。

ＭＲＩ装置は大きな磁石による強い静磁場とＡＭ／ＦＭラジオに使われているような電磁波を使って画像を撮像するので、放射線による被ばくがなく、小児や健常な人も安心して検査を受けることができる。

現在、世界中で普及している診断用ＭＲＩ装置は、最も感度が高い水素原子核（１Ｈプロトン）を標的とし、１Ｈプロトンに共鳴現象を起こさせて発生するＮＭＲ（Nuclear Magnetic Resonance）信号から被写体のプロトン分布画像を構成している。撮像パラメタを調節することによって、プロトン分布画像だけでなく、信号の減衰時間を反映した、様々なコントラスト画像が得られ、疾患描出能や診断能が高められている。

ＮＭＲ信号の周波数は、標的とする原子核と静磁場強度に応じて、ケミカルシフト等の効果を考慮すれば、磁気回転比γ(ガンマ)によって厳密に決まる。例えば、標的とする原子が１Ｈプロトンの場合、磁気回転比は４２．５８ＭＨｚ／テスラとなり、静磁場強度が１．５テスラでは共鳴周波数は６４ＭＨｚ程度となり、静磁場強度が３．０テスラでは共鳴周波数は１２８ＭＨｚ程度となる。検出信号強度は、静磁場強度×共鳴周波数に比例する。一方で、ＭＲＩが非侵襲と言われることからも分かるように、反面、非常に感度の悪い計測手法である。１Ｈプロトン以外のほとんどの原子核は磁気回転比γが小さく、人体内の水・脂質を構成する１Ｈプロトンの数量には遥かに及ばないためこのため、１Ｈプロトンを標的とするＭＲＩ装置では、人体に含まれる１Ｈプロトン以外の原子核の共鳴現象による信号を受信して、鮮明な画像として構成することが困難である。

一方、医療の側からは、様々な病気の診断や薬物動態の計測に対応するために、１Ｈプロトン以外の原子、例えば、７Ｌｉ、１９Ｆ、２３Ｎａ、３１Ｐ、３５Ｃｌ、３９Ｋ、１２９Ｘｅ、１９５Ｐｔ等の原子による人体内の画像を得たいという要望がある。また、人体のＭＲＩ画像でなくても、高感度な小口径コイルによって特定した臓器内に存在する標的原子核のＮＭＲスペクトルだけでも得たいという要望がある。

本発明の目的は、特定の原子核を標的とするＭＲＩ装置を、特定の原子以外の原子による人体の画像を撮像するＭＲＩ信号、ＮＭＲ信号のような共鳴信号を取得できるようにするＭＲＩ装置用補助ガントリ及びＭＲＩ装置の制御方法を提供することにある。

本発明の一態様によるＭＲＩ装置用補助ガントリは、ＭＲＩ装置の共鳴周波数を変更するためのＭＲＩ装置用補助ガントリであって、前記ＭＲＩ装置のＭＲＩ装置送信コイルから出力される第１の周波数の励起パルスを検出する検出コイルと、前記検出コイルにより検出された前記第１の周波数の励起パルスを、前記第１の周波数とは異なる第２の周波数の励起パルスに変換する励起パルス周波数変換部と、前記励起パルス周波数変換部により変換された前記第２の周波数の励起パルスを被検体に送信する送信コイルと、前記第２の周波数の励起パルスにより前記被検体から発せられる共鳴信号を受信する受信コイルと、前記受信コイルで受信された前記共鳴信号を第３の周波数の高周波信号と混合した混合信号から前記第１の周波数の共鳴信号を抽出する信号抽出部と、前記信号抽出部により抽出された前記第１の周波数の共鳴信号を前記ＭＲＩ装置のＭＲＩ装置受信コイルに送信する共鳴信号送信コイルとを有することを特徴とする。

上述したＭＲＩ装置用補助ガントリにおいて、前記第１の周波数の励起パルスは、プロトンを励起する励起パルスであり、前記第２の周波数の励起パルスは、プロトンより重い原子核又は不対電子スピンを励起する励起パルスであってもよい。

上述したＭＲＩ装置用補助ガントリにおいて、前記第１の周波数の共鳴信号は、前記第１の周波数のＮＭＲ信号、ＭＲＩ信号、ＥＳＲ信号、又はＥＰＲ信号であり、前記第２の周波数の共鳴信号は、前記第２の周波数のＮＭＲ信号、ＭＲＩ信号、ＥＳＲ信号、又はＥＰＲ信号であってもよい。

上述したＭＲＩ装置用補助ガントリにおいて、前記被検体と前記送信コイルと前記受信コイルとを包囲し、前記第１の周波数の電磁波をシールドするシールド部を更に有してもよい。

上述したＭＲＩ装置用補助ガントリにおいて、前記送信コイルと前記受信コイルは、送信と受信を兼ねた送受信コイルであってもよい。

上述したＭＲＩ装置用補助ガントリにおいて、前記シールド部内に前記被検体を載置するための補助ベッドを更に有してもよい。

本発明の一態様によるＭＲＩ装置の制御方法は、第１の周波数の励起パルスを検出する検出コイルと、前記検出コイルにより検出された前記第１の周波数の励起パルスを、前記第１の周波数とは異なる第２の周波数の励起パルスに変換する励起パルス周波数変換部と、前記励起パルス周波数変換部により変換された前記第２の周波数の励起パルスを被検体に送信する送信コイルと、前記第２の周波数の励起パルスにより前記被検体から発せられる共鳴信号を受信する受信コイルと、前記受信コイルで受信された前記共鳴信号を第３の周波数の高周波信号と混合した混合信号から前記第１の周波数の共鳴信号を抽出する信号抽出部と、前記信号抽出部により抽出された前記第１の周波数の共鳴信号をＭＲＩ装置のＭＲＩ装置受信コイルに送信する共鳴信号送信コイルとを有するＭＲＩ装置用補助ガントリを設けたＭＲＩ装置の制御方法であって、前記ＭＲＩ装置のＭＲＩ装置送信コイルにより、前記第１の周波数の励起パルスを送信し、前記検出コイルにより、前記ＭＲＩ装置送信コイルにより出力された前記第１の周波数の励起パルスを検出し、前記励起パルス周波数変換部により、前記検出コイルにより検出された前記第１の周波数の励起パルスを前記第１の周波数とは異なる第２の周波数の励起パルスに変換し、前記送信コイルにより、前記励起パルス周波数変換部により変換された前記第２の周波数の励起パルスを前記被検体に送信し、前記受信コイルにより、前記被検体からの前記第２の周波数の共鳴信号を受信し、前記信号抽出部により、前記受信コイルで受信された前記共鳴信号から前記第１の周波数の共鳴信号を抽出し、前記送信コイルにより、前記信号抽出部により抽出された前記第１の周波数の共鳴信号を送信し、前記ＭＲＩ装置のＭＲＩ装置受信コイルにより、前記送信コイルにより送信された前記第１の周波数の共鳴信号を受信することを特徴とする。

上述したＭＲＩ装置の制御方法において、前記第１の周波数の励起パルスは、プロトンを励起する励起パルスであり、前記第２の周波数の励起パルスは、プロトンより重い原子核を励起する励起パルスであってもよい。

上述したＭＲＩ装置の制御方法において、前記第１の周波数の共鳴信号は、前記第１の周波数のＮＭＲ信号、ＭＲＩ信号、ＥＳＲ信号、又はＥＰＲ信号であり、前記第２の周波数の共鳴信号は、前記第２の周波数のＮＭＲ信号、ＭＲＩ信号、ＥＳＲ信号、又はＥＰＲ信号であってもよい。

上述したＭＲＩ装置の制御方法において、前記送信コイルと前記受信コイルは、送信と受信を兼ねた送受信コイルであってもよい。

以上の通り、本発明によれば、ＭＲＩ装置の共鳴周波数を変更するためのＭＲＩ装置用補助ガントリであって、ＭＲＩ装置のＭＲＩ装置送信コイルから出力される第１の周波数の励起パルスを検出する検出コイルと、検出コイルにより検出された第１の周波数の励起パルスを、第１の周波数とは異なる第２の周波数の励起パルスに変換する励起パルス周波数変換部と、励起パルス周波数変換部により変換された第２の周波数の励起パルスを被検体に送信する送信コイルと、第２の周波数の励起パルスにより被検体から発せられる共鳴信号を受信する受信コイルと、受信コイルで受信された共鳴信号から第１の周波数の共鳴信号を抽出する信号抽出部と、信号抽出部により抽出された第１の周波数の共鳴信号をＭＲＩ装置のＭＲＩ装置受信コイルに送信する送信コイルとを有するようにしたので、特定の原子核を標的とするＭＲＩ装置を、特定の原子以外の原子による人体の画像を撮像するＭＲＩ信号、ＮＭＲ信号のような共鳴信号を取得できるようにすることができる。

従来のＭＲＩ装置を示す図である。 本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリを示す図である。 本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリにおける受信用又は送信用のコイルの具体例を示す図である。 本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリにおける補助ガントリ制御部を示す図である。 本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリを従来のＭＲＩ装置に装着した一態様を示す図である。 本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリを従来のＭＲＩ装置に装着した一態様での各部の信号を示す図である。 本発明の第１及び第２の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリを従来のＭＲＩ装置に装着した他の態様を示す図である。 従来のＭＲＩ装置の他の態様を示す図である。 本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリを従来のＭＲＩ装置の他の態様に装着した一態様を示す図である。 本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリにおける送受信用コイルの具体例を示す図（その１）である。 本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリにおける送受信用コイルの具体例を示す図（その２）である。 本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリにおける送受信用コイルの具体例を示す図（その３）である。 本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリにおける送受信用コイルの具体例を示す図（その４）である。 本発明の第２の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリを示す図である。 本発明の第２の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリにおける補助ガントリ制御部を示す図である。 本発明の第２の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリを従来のＭＲＩ装置に装着した一態様を示す図である。 本発明の第２の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリを従来のＭＲＩ装置に装着した一態様での各部の信号を示す図（その１）である。 本発明の第２の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリを従来のＭＲＩ装置に装着した一態様での各部の信号を示す図（その２）である。

［第１の実施形態］
本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリについて図１乃至図１３を用いて説明する。

（ＭＲＩ装置（その１））
本実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリを装着するＭＲＩ装置について図１を用いて説明する。

ＭＲＩ装置は、ＮＭＲ（Nuclear Magnetic Resonance）現象を利用した、核磁気共鳴画像法（Magnetic Resonance Imaging; ＭＲＩ）による撮像システムである。ＭＲＩ装置では、均一な強磁場中の被検体内部の主に水素原子核に電磁波を共鳴的手法で与えて観測可能な核磁化を発生させ、三軸傾斜磁場で位置情報を付与し、前記核磁化の緩和の際に発生する電磁波を受信コイルで取得し、得られた信号データを主にＦｏｕｒｉｅｒ変換を用いて画像に再構成する。ＭＲＩ装置の送信コイル及び受信コイルの空間的な配置は、被写体の位置情報の弁別にも利用される。

本実施形態におけるＭＲＩ装置１２には、図１に示すように、水平方向、すなわち、被検体１０の体軸の方向に静磁場を発生する静磁場コイル１４が設けられている。静磁場コイル１４内には、被検体１０に三軸傾斜磁場を発生する三軸傾斜磁場コイル１６が設けられている。三軸傾斜磁場コイル１６内には、静磁場コイル１４が発する静磁場強度に対応した、計測対象のＮＭＲ共鳴周波数に等しいＲＦ（Radio Frequency）帯域の電磁波を送信する送信コイル１８が設けられている。三軸傾斜磁場コイル１６内の被検体１０の近傍には、磁気共鳴により生じた被検体１０からの電磁波を受信する受信コイル２０が設けられている。受信コイル２０には受信ヘッド２２が接続されている。

送信コイル１８内の検査位置に被検体１０を移動させるためのベッド２４が設けられている。被検体１０は、ベッド２４に載せられて、ＭＲＩ装置１２の検査位置に移動する。

ＭＲＩ装置１２には、ＭＲＩ装置１２を制御するためのＭＲＩ装置制御部２６と、ＭＲＩ画像等を表示するためのモニタ２８が設けられている。

ＭＲＩ装置制御部２６は、ＭＲＩ装置全体を制御するための制御用ＰＣ２６Ａと、被検体１０に照射する一連の高周波パルス磁場および三軸傾斜磁場を表すパルスシーケンスを生成するパルスシーケンサ２６Ｂと、受信コイル２０の受信ヘッド２２に接続され、電磁波を検出する高周波トランシーバ２６Ｃと、送信コイル１８に接続され、送信コイル１８にＲＦ電力を供給するＲＦ電力アンプ２６Ｄと、三軸傾斜磁場コイル１６に接続され、三軸傾斜磁場コイル１６に電力を供給する磁場コイル電源２６Ｅ等から構成されている。

このＭＲＩ装置１２は、１Ｈプロトンを標的としている。静磁場コイル１４により、例えば、磁場強度が３．０テスラの静磁場を印加する。３．０テスラの静磁場強度での１Ｈプロトンの共鳴周波数は１２８ＭＨｚ程度であるので、送信コイル１８と受信コイル２０は、１２８ＭＨｚの共鳴周波数に適合するように調整されている。

このＭＲＩ装置１２を用いることにより、被検体１０の体内の１Ｈプロトンの分布状態を示すＭＲＩ画像を得ることができる。撮像パラメタを調整することによって、１Ｈプロトンの状態の信号減衰時間を反映した、Ｔ１（ティーワン）緩和時間強調画像、Ｔ２（ティーツー）緩和時間強調画像、拡散強調画像等も得ることができる。しかしながら、このＭＲＩ装置１２は、１Ｈプロトンの共鳴信号を最適に送信および受信するように調整されているので、被検体１０の体内の１Ｈプロトン以外の原子核の信号を取得することはできない。

（ＭＲＩ装置用補助ガントリ）
本実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリについて図２乃至図４を用いて説明する。図２は本実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリを示す図であり、図３は本実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリにおける受信用又は送信用のコイルの具体例を示す図であり、図４は本実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリにおける補助ガントリ制御部を示す図である。

本実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリ３０は、従来のＭＲＩ装置１２に装着することにより、被検体１０の体内の１Ｈプロトン以外の原子の分布状態を撮像する、あるいはＮＭＲ信号を収集することを可能にするものである。

ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０には、ＭＲＩ装置１２の送信コイル１８からの励起パルスを検出するための検出コイル３２が設けられている。これにより、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０をＭＲＩ装置１２の励起パルスに同期させて稼働させることができる。

ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０には、被検体１０内の１Ｈプロトン以外の原子を励起させる励起パルスを送信し、被検体１０内の１Ｈプロトン以外の原子からの電磁波を受信する送受信コイル３４が設けられている。送受信コイル３４には高周波ヘッド３６が接続されている。送受信コイル３４は被写体の計測対象となる臓器の近くに配置することによって，臓器特異的なＮＭＲ信号を抽出することができる。さらに送受信コイル３４を適切な大きさおよび配置にすることで、被写体が被る不必要な励起パルスの照射・吸収を避けることができる。これはＳＡＲ比吸収率（Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ Ｒａｔｅ）の低下にも寄与する。

ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０には、電磁的なカップリングによりＭＲＩ装置１２にＭＲＩ信号を送信するための送信コイル３８が設けられている。送信コイル３８を包囲する導電性ＲＦシールド３８ａが設けられ、送信コイル３８を局所的にシールドする。この局所的な導電性ＲＦシールド３８ａによって、送信コイル３８と受信コイル２０の電磁的なカップリングへの外乱を取り除くことができる。

ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０には、１Ｈプロトンを励起する周波数の電磁波、例えば、１２８ＭＨｚの電磁波を遮蔽するシールド部４０が設けられている。

シールド部４０は、少なくとも被検体１０と送受信コイル３４を包囲するように設けられている。これによって，被検体１０から１ＨプロトンのＮＭＲ信号およびＭＲＩ信号が発生することを意図的に妨げることができる。ＭＲＩ装置１２の送信コイル１８からの励起パルスを検出するための検出コイル３２は、シールド部４０外に配置される。電磁的なカップリングによりＭＲＩ装置１２にＭＲＩ信号を送信するための送信コイル３８は、シールド部４０内、又はシールド部４０外に配置される。

検出コイル３２の具体的構造を図３に示す。

検出コイル３２では、バラン３２ａから突出するセミリジッド同軸ケーブルにより構成されている。コイル線３２ｂのシールド部は、シールド枝部３２ｃとシールドループ部３２ｄとから構成される。シールドループ部３２ｄの先端にはギャップ３２ｅが形成されている。コイル線３２ｂは、シールド枝部３２ｃからシールドループ部３２ｄを通り、シールド枝部３２ｃとシールドループ部３２ｄの接続部３２ｆにはんだ付けされている。送信コイル３８の具体的構造は同様である。

この構造によって、検出コイル３２に照射される電磁場のうち高周波電界については有効な感度を示さず、コイル線３２ｂを通過する高周波磁界を検出することができる。ＮＭＲ現象およびＭＲＩ現象は被写体への高周波磁界の照射によって引き起こされるが、送信コイル１８からは高周波電界と高周波磁界の両方が発生してしまうので、検出コイル３２の構造によって高周波電界を無視して高周波磁界を選択的に計測できる。この検出コイル３２を送信コイル３８として用いる場合は、近接場として高周波磁場を効率よく輻射し、高周波電場の輻射については抑制するという狙いがある。

ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０には、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０を制御するための補助ガントリ制御部４２と、制御時の各種波形をモニタするための２つの波形モニタ４４Ａ、４４Ｂが設けられている。

補助ガントリ制御部４２は、ゲイン調整器４２Ａと、ゲート発生器４２Ｂと、周波数変換器４２Ｃと、ＲＦ電力アンプ４２Ｄと、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｅとから構成されている。

ゲイン調整器４２Ａは、ＭＲＩ装置１２の送信コイル１８からの励起パルスを検出する検出コイル３２に接続され、検出コイル３２のゲインを調整する。

ゲート発生器４２Ｂは、ゲイン調整器４２Ａに接続され、検出コイル３２が検出した励起パルスに応じて動作モードを切り替えるゲート信号を出力する。

周波数変換器４２ＣはＲＦ発振器５０を用いて、１Ｈプロトンを励起する周波数１２８ＭＨｚの高周波信号を、ナトリウム原子核の２３Ｎａを励起する周波数３２ＭＨｚの高周波信号に変換する励起パルス周波数変換器である。周波数変換器４２ＣはＲＦ発振器５０を用いて、送受信コイル３４で検出された２３Ｎａナトリウム原子核の３２ＭＨｚの高周波信号を、１２８ＭＨｚに周波数変換してＲＦ微小信号アンプ４２Ｅへ受け渡す機能も有している。

周波数変換器４２Ｃにより変換された周波数３２ＭＨｚの高周波信号は、ＲＦ電力アンプ４２Ｄで増幅され、高周波ヘッド３６に出力される。

ＲＦ電力アンプ４２Ｄは、高周波ヘッド３６を介して、送受信コイル３４に接続され、送受信コイル３４にＲＦ電力を供給する。

ＲＦ微小信号アンプ４２Ｅは、ＭＲＩ装置１２にＭＲＩ信号を送信するための送信コイル３８に接続され、送信コイル３８に周波数１２８ＭＨｚのＲＦ微小信号を出力する。

補助ガントリ制御部４２の詳細を図４に示す。

検出コイル３２はゲイン調整器４２Ａに接続されている。ゲイン調整器４２Ａの出力端に波形モニタ４４Ａが接続されている。ＭＲＩ装置１２の送信コイル１８からの励起パルスは、検出コイル３２により検出され、ゲイン調整器４２Ａによりゲインが調整される。波形モニタ４４Ａにより、ゲインが調整された励起パルス信号がモニタされる。

ゲイン調整器４２Ａの出力端にはゲート発生器４２Ｂが接続されている。ゲート発生器４２Ｂは、ＬＯＧアンプ４２Ｂａと、アンプ４２Ｂｂと、ワンショット回路４２Ｂｃにより構成されている。ゲイン調整器４２Ａから出力された励起パルス信号は、ＬＯＧアンプ４２Ｂａ、アンプ４２Ｂｂにより増幅され、ワンショット回路４２Ｂｃにより、励起パルス信号に基づくゲート信号が生成される。このゲート信号により、後述する各回路であるＲＦ電力アンプ４４Ｄ、ゲイン調整器５８、高周波ヘッド３６、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｅａの動作モードが切り替えられる。

周波数変換器４２Ｃは、ＲＦ発振器５０と、ＲＦ分配器５２と、ＲＦバッファ５４と、周波数変換ミキサ５６と、ゲイン調整器５８と、ＲＦバッファ６０と、周波数変換ミキサ６２と、ローパスフィルタ６４とから構成されている。

周波数変換器４２Ｃは、１Ｈプロトンを励起する周波数１２８ＭＨｚの高周波信号を、２３Ｎａを励起する周波数３２ＭＨｚの高周波信号に変換する。ＲＦ発振器５０は、１２８ＭＨｚ±３２ＭＨｚの和あるいは差である、１６０ＭＨｚあるいは９６ＭＨｚ３２の高周波信号を出力する。ここでは１６０ＭＨｚを使用した場合を記述する。ＲＦ発振器５０から出力された１６０ＭＨｚの高周波信号は、ＲＦ分配器５２により分配され、ＲＦバッファ５４と、ＲＦバッファ６０に出力される。

ＲＦバッファ５４から出力される１６０ＭＨｚの高周波信号は、周波数変換ミキサ５６に入力される。周波数変換ミキサ５６は、ゲイン調整器４２Ａから出力される１２８ＭＨｚの高周波信号とＲＦバッファ５４から出力される１６０ＭＨｚの高周波信号とを混合した高周波信号（＝１６０ＭＨｚ±１２８ＭＨｚ）を３２ＭＨｚと２８８ＭＨｚで生成する。周波数変換ミキサ５６により混合された高周波信号は、ゲイン調整器５８によりゲインが調整され、ＲＦ電力アンプ４４Ｄに出力される。ゲイン調整器５８には周波数帯域フィルタを配置することで、３２ＭＨｚの高周波信号のみ、ＲＦ電力アンプ４４Ｄに伝送することができる。ＲＦ電力アンプ４４Ｄが目的とする特定の周波数を選択的に増幅する狭帯域アンプであってもよい。

ＲＦバッファ６０から出力される１６０ＭＨｚの高周波信号は、周波数変換ミキサ６２に入力される。周波数変換ミキサ６２は、高周波ヘッド３６から出力される３２ＭＨｚの高周波信号とＲＦバッファ６０から出力される１６０ＭＨｚの高周波信号とを混合した高周波信号（＝１６０ＭＨｚ±３２ＭＨｚ）を生成する。周波数変換ミキサ６２により混合された高周波信号は、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｅに出力される。

ＲＦ電力アンプ４４Ｄからの高周波信号は、ローパスフィルタ６４を介して高周波ヘッド３６に入力される。ローパスフィルタ６４は、ＲＦ電力アンプ４４Ｄから出力される、周波数変換ミキサ５６により混合された高周波信号から、３２ＭＨｚを超えた高周波信号成分を可能な限り減衰させ、２３Ｎａ励起パルスとしての３２ＭＨｚの高周波信号を高周波ヘッド３６に出力する。

高周波ヘッド３６は、２３Ｎａの励起パルスとしての３２ＭＨｚの高周波信号を送受信コイル３４から被検体１０に送信する。被検体１０からの２３Ｎａの３２ＭＨｚのＭＲＩ信号は、送受信コイル３４により受信され、高周波ヘッド３６に入力される。

高周波ヘッド３６からの２３Ｎａの３２ＭＨｚのＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号は、周波数変換ミキサ６２に入力される。

高周波ヘッド３６から出力される３２ＭＨｚのＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号は、周波数変換ミキサ６２によりＲＦバッファ６０から出力される１６０ＭＨｚの高周波信号と混合された高周波（１６０ＭＨｚ±３２ＭＨｚ）の混合信号として、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｅに出力される。

ＲＦ微小信号アンプ４２Ｅは、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｅａとゲイン調整器４２Ｅｂとにより構成されている。周波数変換ミキサ６２により混合された高周波信号（＝１６０ＭＨｚ±３２ＭＨｚ）の混合信号は、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｅａにより増幅され、ゲイン調整器４２Ｅｂによりゲインが調整される。ゲイン調整器４２Ｅｂには周波数帯域フィルタを配置することで、１２８ＭＨｚの高周波信号のみを抽出して、送信コイル３８に伝送することができる。ＲＦ微小信号アンプ４２Ｅは、高周波信号（１６０ＭＨｚ±３２ＭＨｚ）の混合信号から１２８ＭＨｚの高周波信号を抽出する信号抽出部として機能する。

ＲＦ微小信号アンプ４２Ｅからの高周波信号は、送信コイル３８に出力される。ＲＦ微小信号アンプ４２Ｅからの高周波信号であるＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号は、波形モニタ４４Ｂによりモニタされる。

（ＭＲＩ装置用補助ガントリを装着したＭＲＩ装置（その１））
本実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリを装着したＭＲＩ装置について図５を用いて説明する。

図１に示す従来のＭＲＩ装置１２に、図２に示す本実施形態のＭＲＩ装置用補助ガントリ３０を装着する。ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０のシールド部４０を、ＭＲＩ装置１２の送信コイル１８内に挿入する。ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の検出コイル３２を、シールド部４０より外側のＭＲＩ装置１２の送信コイル１８の端部近傍に設置する。ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送信コイル３８は、シールド部４０の外側に載置され、ＭＲＩ装置１２の受信コイル２０と電磁的なカップリングを構成する。

被検体１０を、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０のシールド部４０の適切の位置に載置するために補助ベッド７０を新たに設ける。補助ベッド７０は、ＭＲＩ装置１２のベッド２４上に設けられ、被検体１０をシールド部４０内に載置する。ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送受信コイル３４は、被検体１０の近傍に載置される。送受信コイル３４は、被検体１０の撮像しようとする部位および位置に応じて、様々な位置に載置される。被検体１０と送受信コイル３４の位置関係については後述する。

本実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリ３０を装着したＭＲＩ装置１２の動作の概要について説明する。

ＭＲＩ装置１２は、１Ｈプロトンの磁気共鳴現象を測定するものして１２８ＭＨｚの励起パルスを送信コイル１８から出力する。１２８ＭＨｚの励起パルスは、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の検出コイル３２により検出される。１２８ＭＨｚの励起パルスは、シールド部４０がある場合は、被検体１０には到達しない。三軸傾斜磁場コイル１６が発生する傾斜磁場は、シールド部４０を透過することができる。ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の補助ガントリ制御部４２の周波数変換器４２Ｃにより３２ＭＨｚの励起パルスに周波数変換される。周波数変換された３２ＭＨｚの励起パルスは、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送受信コイル３４から被検体１０に与えられる。被検体１０からの３２ＭＨｚのＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号は、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送受信コイル３４により受信される。ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送受信コイル３４により受信された３２ＭＨｚのＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号は、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の補助ガントリ制御部４２のＲＦ微小信号アンプ４２Ｅにより増幅され、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送信コイル３８から出力される。ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送信コイル３８から出力された３２ＭＨｚのＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号は、電磁的なカップリングにより、ＭＲＩ装置１２の受信コイル２０に伝達される。ＭＲＩ装置１２は、受信コイル２０に伝達されたＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号により、ＮＭＲ強度を測定したりＭＲＩ画像を構成したりする。

このように動作するＭＲＩ装置１２及びＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の各部の波形を図６に示す。

図６（１）は、従来のＭＲＩ装置１２の送信コイル１８から出力される励起パルス（１２８ＭＨｚ）の波形である。図６（２）は、本実施形態のＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の検出コイル３２で検出される検出信号（１２８ＭＨｚ）の波形である。図６（３）は、本実施形態のＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の補助ガントリ制御部４２のゲート発生器４２Ｂから出力されるゲート信号の波形である。図６（４）は、本実施形態のＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送受信コイル３４から被検体１０への励起パルス（３２ＭＨｚ）の波形である。図６（５）は、被検体１０から発せられる２３Ｎａの原子によるＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号（３２ＭＨｚ）の波形である。図６（６）は、本実施形態のＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送信コイル３８から出力されるＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）の波形である。図６（７）は、従来のＭＲＩ装置１２の受信コイル２０により受信されるＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）の波形である。

図６（１）～（３）に示すように、従来のＭＲＩ装置１２の送信コイル１８から出力される励起パルス（１２８ＭＨｚ）に基づいて、ゲート信号がオンレベル／オフレベルとなるように、波形モニタ１(４４Ａ)および波形モニタ２（４４Ｂ）を見ながらゲート発生器４２Ｂの閾値レベルを調整する。

図６（４）に示すように、ゲート信号がオンレベルのときに、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送受信コイル３４から被検体１０への励起パルス（３２ＭＨｚ）が出力される。

図６（５）に示すように、ゲート信号のオンの場合でもオフの場合でも、被検体１０から２３Ｎａの原子によるＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号（３２ＭＨｚ）が出力されている状態がある。もちろん図６（５）の右端のように励起パルス（３２ＭＨｚ）から充分に時間がたった場合ではＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号は減衰してしまって観測できない。

図６（６）、（７）に示すように、ゲート信号がオフレベルのときに、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送信コイル３８からは検出できているＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）が出力され、従来のＭＲＩ装置１２の受信コイル２０で受信される。

なお、ゲート信号がオフレベルのときにＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号（３２ＭＨｚ）が減衰してしまって存在していない時間もあるが、そのまま送信コイル３８からＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）があるものとして出力して問題ない。ＭＲＩ装置１２の信号収集のタイミングはあらかじめ決められているもので、図６（７）の受信コイル２０により受信されるＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）の波形の一部分が適切に信号処理される。送信コイル３８の出力はＮＭＲあるいはＭＲＩ現象を引き起こすには充分に弱いので計測に影響を与えない。一方で、大電力の励起パルスの発生時には微弱なＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号は発生していても検出できないので、ＭＲＩ装置１２の励起パルス（１２８ＭＨｚ）が断続的に抑制されるのと同じタイミングで、励起パルス（３２ＭＨｚ）も完全に抑制する必要がある。これがゲート信号によるオンオフ制御が必要な理由である。

このようにして、本実施形態のＭＲＩ装置用補助ガントリ３０を装着することにより、１Ｈプロトンを標的とする従来のＭＲＩ装置１２を用いて、１Ｈプロトンの周波数を経由して、２３Ｎａの原子による被検体のＮＭＲ信号を取得したり、ＭＲＩ画像を撮像したりすることができる。

（ＭＲＩ装置用補助ガントリを装着したＭＲＩ装置（その２））
本実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリを装着したＭＲＩ装置の他の態様について図７を用いて説明する。

図５に示すＭＲＩ装置では、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送信コイル３８と、それと電磁的なカップリングを構成するＭＲＩ装置１２の受信コイル２０とが、シールド部４０の外側に載置したが、図７に示す本態様のＭＲＩ装置では、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送信コイル３８と、それと電磁的なカップリングを構成するＭＲＩ装置１２の受信コイル２０とが、シールド部４０の内側に載置する。

ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送信コイル３８とＭＲＩ装置１２の受信コイル２０は、１２８ＭＨｚのＭＲＩ信号を送信もしくは受信するものであるが、その電磁的なカップリングが確実な配置とする。比較して被検体１０のＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）は、あるとしても非常に微弱である。送信コイル３８と受信コイル２０が、シールド部４０内であっても被検体１０からのＭＲＩ信号（３２ＭＨｚ）の計測に影響することはない。

受信コイル２０と送信コイル３８をシールド部４０の内側に載置することで、シールド部４０の内部空間を図５の場合よりも大きくすることができる。受信コイル２０と送信コイル３８の取り扱いの上でも目視が可能で都合が良い。また、シールド部４０によって、送信コイル１８から照射される強い励起パルスから、送信コイル３８および受信コイル２０を保護することができる。

（ＭＲＩ装置（その２））
本実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリを装着するＭＲＩ装置の他の態様について図８を用いて説明する。

図１に示す従来のＭＲＩ装置１２では、被検体１０からのＭＲＩ信号を受信する受信コイル２０を、被検体１０に励起パルスを送信する送信コイル１８と別個に設けたが、図８に示す従来のＭＲＩ装置１２では、被検体１０への励起パルスの送信と、被検体１０からのＭＲＩ信号の受信を兼用する送受信コイル２１としている。

送受信コイル２１には、被検体１０に励起パルスを送信するためのＲＦ電力アンプ２６Ｄと、被検体１０からのＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号を受信する受信ヘッド２２が接続されている。

（ＭＲＩ装置用補助ガントリを装着したＭＲＩ装置（その３））
本実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリを装着したＭＲＩ装置について図９を用いて説明する。

図５に示すＭＲＩ装置とは従来のＭＲＩ装置１２が異なる。図８に示す従来のＭＲＩ装置１２に、図２に示す本実施形態のＭＲＩ装置用補助ガントリ３０を装着する。ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０のシールド部４０を、ＭＲＩ装置１２の送受信コイル２１内に挿入する。ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の検出コイル３２を、シールド部４０より外側のＭＲＩ装置１２の送受信コイル２１の端部近傍に設置する。ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送信コイル３８は、シールド部４０の外側に載置され、ＭＲＩ装置１２の送受信コイル２１と電磁的なカップリングを構成する。

被検体１０を、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０のシールド部４０の適切の位置に載置するために補助ベッド７０を新たに設ける。補助ベッド７０は、ＭＲＩ装置１２のベッド２４上に設けられ、被検体１０をシールド部４０内に載置する。ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送受信コイル３４は、被検体１０の計測対象部位の近傍に載置される。

（ＭＲＩ装置用補助ガントリの送受信用コイル）
本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリにおける送受信用コイルの具体例について図１０乃至図１３を用いて説明する。

図１０に示す送受信コイル３４の具体例は、バードケージ形状の体積コイルである。図１０（ａ）に示すように、被検体１０の一部を包囲することができるバードケージ形状をしている。図１０（ｂ）では、バードケージ形状の送受信コイル３４により、被検体１０の頭部を包囲している。図１０（ｃ）では、バードケージ形状の送受信コイル３４により、被検体１０の胴部を包囲している。

図１１に示す送受信コイル３４の具体例は、ヘルムホルツ形状の体積コイルである。図１１（ａ）に示すように、被検体１０の一部を包囲することができるヘルムホルツ形状をしている。図１１（ｂ）では、ヘルムホルツ形状の送受信コイル３４により、被検体１０の胴部を包囲している。図１１（ｃ）では、ヘルムホルツ形状の送受信コイル３４により、被検体１０の頭部を包囲している。

図１２に示す送受信コイル３４の具体例は、表面コイルである。図１２（ａ）に示すように、被検体１０の表面を覆うことができる表面コイルの形状をしている。

これは、被検体１０の計測対象部位に最も感度よく近接できる利点がある。例えば、人体の脳、腎臓、心臓、等のＮＭＲ信号およびＭＲＩ信号を計測するには効率的である。また、昨今、ＭＲＩの安全性として注視される高周波による加熱の問題を避ける上でも、できるだけ小型化された送受信コイル３４を用いることで、ＳＡＲ比吸収率を下げることに貢献できる。特に、磁気回転比γの小さい２３Ｎａナトリウム核では、繰り返し信号収集による信号対雑音比ＳＮＲの向上が必須であり、このような目的に感度の高い表面コイルで弱い励起パルスを用いての繰り返し照射頻度を上げられる利点は大きい。

図１２（ｂ）では、表面コイル形状の送受信コイル３４により、被検体１０の胴体の側面を覆っている。図１２（ｃ）では、表面コイル形状の送受信コイル３４により、被検体１０の胴体の上面を覆っている。

図１３に示す送受信コイル３４の具体例は、バタフライ形状の表面コイルである。図１３（ａ）に示すように、被検体１０の表面を覆うことができるバタフライ形状をしている。図１３（ｂ）では、バタフライ形状の送受信コイル３４により、被検体１０の胴体の上面を覆っている。この送受信コイル３４は、例えば、左右の両腎を同時に計測するのに有効である。

［第２の実施形態］
本発明の第２の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリについて図４及び図１４乃至図１８を用いて説明する。

（ＭＲＩ装置用補助ガントリ）
本実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリについて図４、図１４及び図１５を用いて説明する。図４は本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリにおける補助ガントリ制御部を示す図であり、図１４は本実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリを示す図であり、図１５は本実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリにおける補助ガントリ制御部を示す図である。

本実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリ３０は、従来のＭＲＩ装置１２に装着することにより、被検体１０の体内の１Ｈプロトンと１Ｈプロトン以外の原子との相互作用の分布状態を撮像することを可能とするものである（図１４、図４、図１６参照）。また、本実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリ３０は、従来のＭＲＩ装置１２に装着することにより、１Ｈプロトンと不対電子スピンとの相互作用の分布状態を撮像することを可能とするものである（図１４、図１５、図１６参照）。

ここでは、１Ｈプロトンと不対電子スピンとの相互作用の分布状態を撮像する後者について、電子スピンのＥＳＲ（Electron Spin Resonance）共鳴周波数を３００ＭＨｚ、１ＨプロトンのＮＭＲ共鳴周波数を０．５ＭＨｚとして、説明する。電子スピンと１Ｈプロトンの共鳴周波数には約６６０倍の相違がある。

図１４に示す本実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリ３０は、図２に示す第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリ３０と基本的な構成は同じである。ただし、本実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリ３０には、図２に示す第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリ３０と異なり、１Ｈプロトンを励起する周波数の電磁波、例えば、１２８ＭＨｚの電磁波を遮蔽するシールド部４０が設けられていない。

図１５に示す本実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の補助ガントリ制御部４２は、図４に示す第１の実施形態における補助ガントリ制御部４２と基本的な構成は同じであるが、次の点が異なる。

本実施形態による補助ガントリ制御部４２において、ＲＦ発振器５０の発信周波数は、例えば、３００．５ＭＨｚであり、ＲＦ分配器５２により２系統の３００．５ＭＨｚの高周波に分配される。

その結果、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の検出コイル３２により、例えば、０．５ＭＨｚの１Ｈプロトン励起パルスを受信する。ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送受信コイル３４により、例えば、３００ＭＨｚの電子スピン励起パルスを送信し、３００ＭＨｚの不対電子スピンの共鳴信号を受信する。ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送信コイル３８により、１Ｈプロトンの共鳴信号として送信する。

（ＭＲＩ装置用補助ガントリを装着したＭＲＩ装置）
本実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリを装着したＭＲＩ装置について図１６を用いて説明する。

図１に示す従来のＭＲＩ装置１２に、図１４に示す本実施形態のＭＲＩ装置用補助ガントリ３０を装着する。図１６に示すＭＲＩ装置は、図５に示す第１の実施形態におけるＭＲＩ装置と基本的な構成は同じであるが、次の点が異なる。

本実施形態のＭＲＩ装置用補助ガントリ３０には、第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリのような１Ｈプロトンを励起する高周波を遮蔽するシールド部４０が設けられていない。また、本実施形態のＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送受信コイル３４の下方に、ＭＲＩ装置１２の受信コイル２０と、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送信コイル３８とが重なるように配置されている。それ以外の構成は、基本的に図５に示す第１の実施形態におけるＭＲＩ装置と同じである。

これにより、ＭＲＩ装置１２の送信コイル１８から送信される高周波の電磁波が遮蔽されることなく被検体１０に送達されて、被検体１０の原子核に共鳴現象を起こさせ、被検体１０からの高周波のＭＲＩ信号が遮蔽されることなくＭＲＩ装置１２の受信コイル２０に送達される。

不対電子スピンの共鳴信号を見つけやすくするために、図１６に示すＭＲＩ装置１２の非常に均一な静磁場を発生する静磁場コイル１４の全部あるいは一部を、送信コイル１８がＲＦ励起パルスを照射する周期に同期させて、その周期内でプラスマイナス数１００ガウスの範囲で高速に掃引させてもよい。掃引している静磁場強度に合致した不対電子スピンの共鳴周波数と励起パルス３００ＭＨｚが合致した場合に、最も強い共鳴信号が得られる。

ＭＲＩ装置１２が１Ｈプロトン核を、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０が２３Ｎａ原子核あるいは不対電子スピンを、それぞれ同時に励起して、１ＨプロトンからＮＭＲ信号もしくはＭＲＩ信号を、２３Ｎａ原子核からはＮＭＲ信号もしくはＭＲＩ信号を、不対電子スピンからはＥＳＲ（Electron Spin Resonance）信号、あるいはＥＰＲ信号（Electron Paramagnetic Resonance）信号を受信するようにする。

なお、本明細書では、ＮＭＲ（Nuclear Magnetic Resonance）信号、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）信号のようなＭＲ（Magnetic Resonance）信号、すなわち、磁気共鳴信号や、不対電子スピンによるＥＳＲ（Electron Spin Resonance）信号や、ＥＰＲ信号（Electron Paramagnetic Resonance）信号等を包含するものを「共鳴（Resonance）信号」と称して説明している。

１Ｈプロトンと２３Ｎａ原子核の相互作用が、１ＨプロトンのＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号に修飾されて検出することができる。これでは、２３Ｎａの共鳴信号の増強も期待できる。そして、１Ｈプロトンと不対電子スピンの相互作用が、１ＨプロトンのＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号に修飾されて検出することができる。これでは、１Ｈプロトンの共鳴信号の増強も期待できる。

ＲＦ微小信号アンプ４２Ｅの出力を調整することで、受信コイル２０がそもそも検出する被検体１０からの１ＨプロトンのＭＲＩ信号との割合を加減することができる。極端な場合には。ＲＦ微小信号アンプ４２Ｅの出力をゼロにするように調整してもよい。

本実施形態によるＭＲＩ装置用補助ガントリ３０を装着したＭＲＩ装置１２の動作の概要について説明する。

まず、被検体１０の体内の１Ｈプロトンと１Ｈプロトン以外の原子との相互作用の分布状態を撮像する場合の動作について、図１４、図４、図１６を参照して説明する。

ＭＲＩ装置１２は、１Ｈプロトンの共鳴現象を測定するものして１２８ＭＨｚの励起パルスを送信コイル１８から出力する。１２８ＭＨｚの励起パルスは、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の検出コイル３２により検出される。１２８ＭＨｚの励起パルスは、被検体１０に到達する。ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の補助ガントリ制御部４２の周波数変換器４２Ｃにより３２ＭＨｚの励起パルスに周波数変換される。周波数変換された３２ＭＨｚの励起パルスは、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送受信コイル３４から被検体１０に与えられる。被検体１０の内部では、１Ｈプロトンのスピンと，２３Ｎａ原子核のスピンが相互作用を強く引き起こす場合がある。被検体１０からの１Ｈプロトンの１２８ＭＨｚのＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号は、受信コイル２０によって直接に受信される。被検体１０からの２３Ｎａ原子核の３２ＭＨｚのＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号は、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送受信コイル３４により受信される。ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送受信コイル３４により受信された３２ＭＨｚのＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号は、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の補助ガントリ制御部４２のＲＦ微小信号アンプ４２Ｅにより増幅され、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送信コイル３８から出力される。ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送信コイル３８から出力された２３Ｎａ原子核のＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号は、電磁的なカップリングにより１２８ＭＨｚとして、ＭＲＩ装置１２の受信コイル２０に伝達される。ＭＲＩ装置１２は、受信コイル２０に伝達されたＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号により、ＮＭＲ強度を測定したりＭＲＩ画像を構成したりする。被検体１０の１Ｈプロトン信号と２３Ｎａ原子核の信号は、磁気回転比γの違いや差分法などを利用したソフトウェア解析によって弁別が行われる。単純には１Ｈプロトンと２３Ｎａ原子核では撮像視野が軸上で約４倍異なったりするが、論理式や深層学習を用いたりすることで、画像をきれいに分離したり被検体サイズ通りに重ね合わせたりすることができる。

次に、被検体１０の体内の１Ｈプロトンと不対電子スピンとの相互作用の分布状態を撮像する場合の動作について、図１４、図１５、図１６を参照して説明する。

ＭＲＩ装置１２は、不対電子スピンの計測に対応するために特に静磁場強度が下げられ、１Ｈプロトンの共鳴現象を測定するものして４５５ｋＨｚつまり約０．５ＭＨｚの励起パルスを送信コイル１８から出力する。０．５ＭＨｚの励起パルスは、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の検出コイル３２により検出される。０．５ＭＨｚの励起パルスは、被検体１０に到達し、１ＨプロトンのＭＲＩ信号を発生する。ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の補助ガントリ制御部４２の周波数変換器４２Ｃにより３００ＭＨｚの励起パルスに周波数変換される。周波数変換された３００ＭＨｚの励起パルスは、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送受信コイル３４から被検体１０に与えられる。被検体１０の不対電子スピンからの３００ＭＨｚのＥＳＲ信号あるいはＥＰＲ信号は、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送受信コイル３４により受信される。ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送受信コイル３４により受信された３００ＭＨｚのＥＳＲ信号あるいはＥＰＲ信号は、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の補助ガントリ制御部４２のＲＦ微小信号アンプ４２Ｅにより増幅され、ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送信コイル３８から出力される。ＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送信コイル３８から出力された３００ＭＨｚのＥＳＲ信号あるいはＥＰＲ信号は、電磁的なカップリングにより、ＭＲＩ装置１２の受信コイル２０に伝達される。ＭＲＩ装置１２は、受信コイル２０が受信したあるいは伝達されたＮＭＲ信号、ＭＲＩ信号およびＥＳＲ信号により、不対電子スピンの影響を受けたＮＭＲ強度を測定したりＭＲＩ画像を構成したりする。被検体１０の１Ｈプロトン信号は消失しやすい不対電子スピンとの相互作用によって変化するため、差分法などを利用したソフトウェア解析等を用いて、微弱な信号変化を抽出する解析が行われる。

このように動作するＭＲＩ装置１２及びＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の各部の波形について説明する。

まず、被検体１０の体内の１Ｈプロトンと１Ｈプロトン以外の原子との相互作用の分布状態を撮像する場合（図１４、図４、図１６参照）の各部の波形を図１７に示す。

図１７（１）は、従来のＭＲＩ装置１２の送信コイル１８から出力される励起パルス（１２８ＭＨｚ）の波形である。

図１７（２）は、被検体１０から発せられるＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）の波形である。

図１７（３）は、本実施形態のＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の検出コイル３２で検出される検出信号（１２８ＭＨｚ）の波形である。

図１７（４）は、本実施形態のＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の補助ガントリ制御部４２のゲート発生器４２Ｂから出力されるゲート信号の波形である。

図１７（５）は、本実施形態のＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送受信コイル３４から被検体１０への励起パルス（３２ＭＨｚ）の波形である。

図１７（６）は、被検体１０から発せられるＭＲＩ信号（３２ＭＨｚ）の波形である。

図１７（７）は、本実施形態のＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送信コイル３８から出力される、ゲート信号以外の部分で出力される信号（１２８ＭＨｚ）の波形である。

図１７（８）は、従来のＭＲＩ装置１２の受信コイル２０により受信されるＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）の波形である。図１７（２）の信号と図１７（７）の信号が混合されたものである。図１７（４）のゲートオンの位置はＭＲＩ装置１２の受信回路も保護されているので、微弱な信号が受信されることはない。

次に、被検体１０の体内の１Ｈプロトンと不対電子スピンとの相互作用の分布状態を撮像する場合（図１４、図１５、図１６参照）の各部の波形を図１８に示す。

図１８（１）は、従来のＭＲＩ装置１２の送信コイル１８から出力される励起パルス（０．５ＭＨｚ）の波形である。

図１８（２）は、被検体１０から発せられるＭＲＩ信号（０．５ＭＨｚ）の波形である。

図１８（３）は、本実施形態のＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の検出コイル３２で検出される検出信号（０．５ＭＨｚ）の波形である。

図１８（４）は、本実施形態のＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の補助ガントリ制御部４２のゲート発生器４２Ｂから出力されるゲート信号の波形である。

図１８（５）は、本実施形態のＭＲＩ装置用補助ガントリ３０の送受信コイル３４から被検体１０への励起パルス（３００ＭＨｚ）の波形である。

図１８（６）は、被検体１０から発せられるＥＳＲ信号あるいはＥＰＲ信号（３００ＭＨｚ）の波形である。微弱なため目視ではほぼ観測できない。

図１８（７）は、図１８（５）のような電子スピン励起パルスがオフの場合に被検体１０から発せられる共鳴信号（０．５ＭＨｚ）の波形である。

図１８（８）は、図１８（２）のような電子スピン励起パルスがオンの場合の信号から図１８（７）のような電子スピン励起パルスがオフの場合の信号を差し引いた差分の波形である。図１８（４）のゲートオンの位置はＭＲＩ装置１２の受信回路も保護されているので、微弱な信号が受信されることはない。この波形から、電子スピン照射による被検体１０への影響や、被検体１０内の不対電子スピンの存在が，分かる。この信号からＭＲＩ画像を生成することもできる。

［変形実施形態］
本発明は上記実施形態に限らず種々の変形が可能である。

例えば、上記実施形態のＭＲＩ装置用補助ガントリでは、被検体への励起パルスの送信と、被検体からのＭＲＩ信号の受信を兼用する送受信コイルとしたが、被検体へ励起パルスを送信する送信コイルと、被検体からのＭＲＩ信号を受信する受信コイルを別々に設けてもよい。

１０…被検体
１２…ＭＲＩ装置
１４…静磁場コイル
１６…三軸傾斜磁場コイル
１８…送信コイル
２０…受信コイル
２１…送受信コイル
２２…受信ヘッド
２４…ベッド
２６…ＭＲＩ装置制御部
２６Ａ…制御用ＰＣ
２６Ｂ…パルスシーケンサ
２６Ｃ…高周波トランシーバ
２６Ｄ…ＲＦ電力アンプ
２６Ｅ…磁場コイル電源
２８…モニタ
３０…ＭＲＩ装置用補助ガントリ
３２…検出コイル
３２ａ…バラン
３２ｂ…コイル線
３２ｃ…シールド枝部
３２ｄ…シールドループ部
３２ｅ…ギャップ
３２ｆ…接続部
３４…送受信コイル
３６…高周波ヘッド
３８…送信コイル
３８ａ…導電性ＲＦシールド
４０…シールド部
４２…補助ガントリ制御部
４２Ａ…ゲイン調整器
４２Ｂ…ゲート発生器
４２Ｃ…周波数変換器
４２Ｄ…ＲＦ電力アンプ
４２Ｅ…ＲＦ微小信号アンプ
４４Ａ、４４Ｂ…波形モニタ
４２Ｂａ…ＬＯＧアンプ
４２Ｂｂ…アンプ
４２Ｂｃ…ワンショット回路
５０…ＲＦ発振器
５２…ＲＦ分配器
５４…ＲＦバッファ
５６…周波数変換ミキサ
５８…ゲイン調整器
６０…ＲＦバッファ
６２…周波数変換ミキサ
６４…ローパスフィルタ

本発明は、核磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）による画像撮像システムの分野においてその利用が可能である。

Claims (10)

1. ＭＲＩ装置の共鳴周波数を変更するためのＭＲＩ装置用補助ガントリであって、
   前記ＭＲＩ装置のＭＲＩ装置送信コイルから出力される第１の周波数の励起パルスを検出する検出コイルと、
   前記検出コイルにより検出された前記第１の周波数の励起パルスを、前記第１の周波数とは異なる第２の周波数の励起パルスに変換する励起パルス周波数変換部と、
   前記励起パルス周波数変換部により変換された前記第２の周波数の励起パルスを被検体に送信する送信コイルと、
   前記第２の周波数の励起パルスにより前記被検体から発せられる共鳴信号を受信する受信コイルと、
   前記受信コイルで受信された前記共鳴信号を第３の周波数の高周波信号と混合した混合信号から前記第１の周波数の共鳴信号を抽出する信号抽出部と、
   前記信号抽出部により抽出された前記第１の周波数の共鳴信号を前記ＭＲＩ装置のＭＲＩ装置受信コイルに送信する共鳴信号送信コイルと
   を有することを特徴とするＭＲＩ装置用補助ガントリ。
2. 請求項１記載のＭＲＩ装置用補助ガントリにおいて、
   前記第１の周波数の励起パルスは、プロトンを励起する励起パルスであり、
   前記第２の周波数の励起パルスは、プロトンより重い原子核又は不対電子スピンを励起する励起パルスである
   ことを特徴とするＭＲＩ装置用補助ガントリ。
3. 請求項１又は２記載のＭＲＩ装置用補助ガントリにおいて、
   前記第１の周波数の共鳴信号は、前記第１の周波数のＮＭＲ信号、ＭＲＩ信号、ＥＳＲ信号、又はＥＰＲ信号であり、
   前記第２の周波数の共鳴信号は、前記第２の周波数のＮＭＲ信号、ＭＲＩ信号、ＥＳＲ信号、又はＥＰＲ信号である
   ことを特徴とするＭＲＩ装置用補助ガントリ。
4. 請求項１乃至３のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置用補助ガントリにおいて、
   前記被検体と前記送信コイルと前記受信コイルとを包囲し、前記第１の周波数の電磁波をシールドするシールド部を更に有する
   ことを特徴とするＭＲＩ装置用補助ガントリ。
5. 請求項１乃至４のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置用補助ガントリにおいて、
   前記送信コイルと前記受信コイルは、送信と受信を兼ねた送受信コイルである
   ことを特徴とするＭＲＩ装置用補助ガントリ。
6. 請求項４記載のＭＲＩ装置用補助ガントリにおいて、
   前記シールド部内に前記被検体を載置するための補助ベッドを更に有する
   ことを特徴とするＭＲＩ装置用補助ガントリ。
   
7. 第１の周波数の励起パルスを検出する検出コイルと、前記検出コイルにより検出された前記第１の周波数の励起パルスを、前記第１の周波数とは異なる第２の周波数の励起パルスに変換する励起パルス周波数変換部と、前記励起パルス周波数変換部により変換された前記第２の周波数の励起パルスを被検体に送信する送信コイルと、前記第２の周波数の励起パルスにより前記被検体から発せられる共鳴信号を受信する受信コイルと、前記受信コイルで受信された前記共鳴信号を第３の周波数の高周波信号と混合した混合信号から前記第１の周波数の共鳴信号を抽出する信号抽出部と、前記信号抽出部により抽出された前記第１の周波数の共鳴信号をＭＲＩ装置のＭＲＩ装置受信コイルに送信する共鳴信号送信コイルとを有するＭＲＩ装置用補助ガントリを設けたＭＲＩ装置の制御方法であって、
   前記ＭＲＩ装置のＭＲＩ装置送信コイルにより、前記第１の周波数の励起パルスを送信し、
   前記検出コイルにより、前記ＭＲＩ装置送信コイルにより出力された前記第１の周波数の励起パルスを検出し、
   前記励起パルス周波数変換部により、前記検出コイルにより検出された前記第１の周波数の励起パルスを前記第１の周波数とは異なる第２の周波数の励起パルスに変換し、
   前記送信コイルにより、前記励起パルス周波数変換部により変換された前記第２の周波数の励起パルスを前記被検体に送信し、
   前記受信コイルにより、前記被検体からの前記第２の周波数の共鳴信号を受信し、
   前記信号抽出部により、前記受信コイルで受信された前記共鳴信号から前記第１の周波数の共鳴信号を抽出し、
   前記送信コイルにより、前記信号抽出部により抽出された前記第１の周波数の共鳴信号を送信し、
   前記ＭＲＩ装置のＭＲＩ装置受信コイルにより、前記送信コイルにより送信された前記第１の周波数の共鳴信号を受信する
   ことを特徴とするＭＲＩ装置の制御方法。
8. 請求項７記載のＭＲＩ装置の制御方法において、
   前記第１の周波数の励起パルスは、プロトンを励起する励起パルスであり、
   前記第２の周波数の励起パルスは、プロトンより重い原子核又は不対電子スピンを励起する励起パルスである
   ことを特徴とするＭＲＩ装置の制御方法。
9. 請求項７又は８記載のＭＲＩ装置の制御方法において、
   前記第１の周波数の共鳴信号は、前記第１の周波数のＮＭＲ信号、ＭＲＩ信号、ＥＳＲ信号、又はＥＰＲ信号であり、
   前記第２の周波数の共鳴信号は、前記第２の周波数のＮＭＲ信号、ＭＲＩ信号、ＥＳＲ信号、又はＥＰＲ信号である
   ことを特徴とするＭＲＩ装置の制御方法。
10. 請求項７乃至９のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置の制御方法において、
    前記送信コイルと前記受信コイルは、送信と受信を兼ねた送受信コイルである
    ことを特徴とするＭＲＩ装置の制御方法。

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