JPH10137212A - 磁気共鳴画像の処理方法および磁気共鳴画像の取得方法 - Google Patents
磁気共鳴画像の処理方法および磁気共鳴画像の取得方法Info
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- JPH10137212A JPH10137212A JP8303327A JP30332796A JPH10137212A JP H10137212 A JPH10137212 A JP H10137212A JP 8303327 A JP8303327 A JP 8303327A JP 30332796 A JP30332796 A JP 30332796A JP H10137212 A JPH10137212 A JP H10137212A
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- magnetic field
- coil
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- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
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Abstract
(57)【要約】
【課題】磁気共鳴映像法の原理を利用して、被検査体の
インピーダンス分布を示す画像を得るための手段を提供
すること。 【解決手段】被検査体の磁気共鳴画像を取得する方法に
おいて、高周波磁界を発生させるための電力量を変え
て、フリップ角の異なる磁気共鳴画像を複数取得し、さ
らに、取得した磁気共鳴画像間で、除算、引き算を少な
くとも含む画像処理を行って、被検査体内のインピーダ
ンス分布画像を得ることを可能とする。
インピーダンス分布を示す画像を得るための手段を提供
すること。 【解決手段】被検査体の磁気共鳴画像を取得する方法に
おいて、高周波磁界を発生させるための電力量を変え
て、フリップ角の異なる磁気共鳴画像を複数取得し、さ
らに、取得した磁気共鳴画像間で、除算、引き算を少な
くとも含む画像処理を行って、被検査体内のインピーダ
ンス分布画像を得ることを可能とする。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴映像法
（エムアールアイ、Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎ
ｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ、ＭＲＩ）の原理を利用して、被
検査体のインピーダンスの分布を反映した断層画像（ｔ
ｏｍｏｇｒａｍ）を取得する技術に関する。
（エムアールアイ、Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎ
ｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ、ＭＲＩ）の原理を利用して、被
検査体のインピーダンスの分布を反映した断層画像（ｔ
ｏｍｏｇｒａｍ）を取得する技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来から、人体組織の導電率を計測する
ことによって診断が行われていた。例えば、人体内に存
在する腫瘍組織は、その壊滅期においては比較的導電率
が低く、一方、活性期においては比較的導電率が高いこ
とが知られている。したがって、人体組織の導電率の分
布を外部から非侵襲的に計測することは、腫瘍組織の活
性状態等を調べる上で、重要な情報をもたらすものであ
る。このように、被検査体の導電率等のインピーダンス
分布を断層画像として取得することによって、腫瘍組織
の活性状況を判断するための信頼性の高い診断情報が得
られることになる。
ことによって診断が行われていた。例えば、人体内に存
在する腫瘍組織は、その壊滅期においては比較的導電率
が低く、一方、活性期においては比較的導電率が高いこ
とが知られている。したがって、人体組織の導電率の分
布を外部から非侵襲的に計測することは、腫瘍組織の活
性状態等を調べる上で、重要な情報をもたらすものであ
る。このように、被検査体の導電率等のインピーダンス
分布を断層画像として取得することによって、腫瘍組織
の活性状況を判断するための信頼性の高い診断情報が得
られることになる。
【０００３】従来、このような診断情報を得るため、人
体に複数の電極を配置して、各電極に電流を流し、流れ
た電流量に応じてインピーダンス分布を求め、求めたイ
ンピーダンス分布を外部モニターに表示する手法が提案
されていたが、人体に複数の電極を配置するため診断効
率が良くなく、また、測定精度も悪かった。
体に複数の電極を配置して、各電極に電流を流し、流れ
た電流量に応じてインピーダンス分布を求め、求めたイ
ンピーダンス分布を外部モニターに表示する手法が提案
されていたが、人体に複数の電極を配置するため診断効
率が良くなく、また、測定精度も悪かった。
【０００４】そこで、各種被検査体に対して、非侵襲的
に断層画像を取得する方法として提案されていた磁気共
鳴映像法（ＭＲＩ）をインピーダンス分布の検出に応用
することが期待されていた。
に断層画像を取得する方法として提案されていた磁気共
鳴映像法（ＭＲＩ）をインピーダンス分布の検出に応用
することが期待されていた。
【０００５】この磁気共鳴映像法は、ある静磁場の中に
被検査体を置き、該静磁場の方向に対して垂直な方向を
有する高周波磁界を印加することによって被検査体内の
原子核スピンを励起し、励起された原子核スピンの巨視
的磁化のフリップ角（Ｅｕｌｅｒ ｎｕｔａｔｉｏｎ
ａｎｇｌｅ）が一定となるように前記高周波磁界を発生
させるための電力を与えて磁気共鳴を発生させ、発生さ
せた磁気共鳴による共鳴信号に基づいて、被検査体の磁
気共鳴画像を取得する方法である。なお、このような磁
気共鳴映像法（ＭＲＩ）については、各種の文献、例え
ば「ＭＥ機器ハンドブック１：コロナ社」等に記載され
ているため、ここでは詳細な説明を行うことは省略し概
要のみを若干説明する。
被検査体を置き、該静磁場の方向に対して垂直な方向を
有する高周波磁界を印加することによって被検査体内の
原子核スピンを励起し、励起された原子核スピンの巨視
的磁化のフリップ角（Ｅｕｌｅｒ ｎｕｔａｔｉｏｎ
ａｎｇｌｅ）が一定となるように前記高周波磁界を発生
させるための電力を与えて磁気共鳴を発生させ、発生さ
せた磁気共鳴による共鳴信号に基づいて、被検査体の磁
気共鳴画像を取得する方法である。なお、このような磁
気共鳴映像法（ＭＲＩ）については、各種の文献、例え
ば「ＭＥ機器ハンドブック１：コロナ社」等に記載され
ているため、ここでは詳細な説明を行うことは省略し概
要のみを若干説明する。
【０００６】そもそも、磁気共鳴周波数（ν＝２π
ω0 ）は、原子核の種類に固有の物理量であり、磁気共
鳴周波数は、周囲の静磁場の磁束密度（磁界強度
（Ｈ0 ））に比例する（ω0 ＝γ・Ｈ0 、γは磁気回転
比）。例えば、人体に多量に含まれる水素原子核
（1 Ｈ：プロトン）の共鳴周波数は、磁束密度１（Ｔ：
テスラ）の静磁場中では約４２（ＭＨｚ）である。
ω0 ）は、原子核の種類に固有の物理量であり、磁気共
鳴周波数は、周囲の静磁場の磁束密度（磁界強度
（Ｈ0 ））に比例する（ω0 ＝γ・Ｈ0 、γは磁気回転
比）。例えば、人体に多量に含まれる水素原子核
（1 Ｈ：プロトン）の共鳴周波数は、磁束密度１（Ｔ：
テスラ）の静磁場中では約４２（ＭＨｚ）である。
【０００７】プロトンは、この共鳴周波数で歳差運動を
行い、歳差運動を行うプロトンが複数集まると、静磁場
の磁界方向に、いわゆる巨視的磁化が発生する。そし
て、静磁場の磁界方向と垂直な磁界方向の磁場を発生す
るＲＦ（ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）コイルに電
力を供給し、歳差運動と同一の周波数の高周波磁界を発
生させたときに、巨視的磁化が基準方向（静磁場の磁界
方向）から傾斜する。
行い、歳差運動を行うプロトンが複数集まると、静磁場
の磁界方向に、いわゆる巨視的磁化が発生する。そし
て、静磁場の磁界方向と垂直な磁界方向の磁場を発生す
るＲＦ（ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）コイルに電
力を供給し、歳差運動と同一の周波数の高周波磁界を発
生させたときに、巨視的磁化が基準方向（静磁場の磁界
方向）から傾斜する。
【０００８】この傾斜角度は、フリップ角と称され、Ｒ
Ｆコイルへの電力供給量に応じて変化する。傾斜角度が
９０°、１８０°となるような、ＲＦコイルへの供給電
力量は、夫々、９０°パルス、１８０°パルスと称され
る。
Ｆコイルへの電力供給量に応じて変化する。傾斜角度が
９０°、１８０°となるような、ＲＦコイルへの供給電
力量は、夫々、９０°パルス、１８０°パルスと称され
る。
【０００９】そして、例えば、９０°パルスを与える
と、ＲＦコイルには、９０°傾斜した巨視的磁化の作用
によって、ファラデーの電磁誘導の原理に基づき起電力
が発生し、この起電力が磁気共鳴信号となる。この磁気
共鳴信号の一般的な検出は、以下の様にして行われる。
と、ＲＦコイルには、９０°傾斜した巨視的磁化の作用
によって、ファラデーの電磁誘導の原理に基づき起電力
が発生し、この起電力が磁気共鳴信号となる。この磁気
共鳴信号の一般的な検出は、以下の様にして行われる。
【００１０】まず、ＲＦコイルに対して９０°パルスを
供給するようにするとともに、スライス位置を決めるた
めのスライス選択傾斜磁場コイルに電力供給を行う。さ
らに、位相エンコード傾斜磁場コイルへ電力供給を行
う。なお、通常、磁気共鳴画像を取得するためには、Ｎ
回（Ｎは整数）の繰り返し動作によって、位相エンコー
ドコイルへの電力供給量が徐々に変化するようにして、
徐々に傾斜磁場を変化させていくようにしている。
供給するようにするとともに、スライス位置を決めるた
めのスライス選択傾斜磁場コイルに電力供給を行う。さ
らに、位相エンコード傾斜磁場コイルへ電力供給を行
う。なお、通常、磁気共鳴画像を取得するためには、Ｎ
回（Ｎは整数）の繰り返し動作によって、位相エンコー
ドコイルへの電力供給量が徐々に変化するようにして、
徐々に傾斜磁場を変化させていくようにしている。
【００１１】さらに、読み出し傾斜磁場コイル（リード
アウトコイル）への電力供給を行いながら、ＲＦコイル
によって検出された共鳴信号を検出し、検出した信号に
対して、２次元（ｐ方向およびｒ方向）のフーリエ変換
等の公知のアルゴリズムを用いた処理を行うことによっ
て、被検査体の磁気共鳴画像を取得する。
アウトコイル）への電力供給を行いながら、ＲＦコイル
によって検出された共鳴信号を検出し、検出した信号に
対して、２次元（ｐ方向およびｒ方向）のフーリエ変換
等の公知のアルゴリズムを用いた処理を行うことによっ
て、被検査体の磁気共鳴画像を取得する。
【００１２】もちろん、以上の処理は、公知の技術であ
る磁気共鳴映像法の概要の一例を述べたにすぎない。
る磁気共鳴映像法の概要の一例を述べたにすぎない。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】さて、以上説明した磁
気共鳴映像法（ＭＲＩ）は、各種被検査体に対して、非
侵襲的に断層画像を取得する方法としては極めて有効で
あるものの、従来の磁気共鳴映像法では、人体の診断等
を行う上で極めて有効な情報を与える導電率等のインピ
ーダンス分布を反映した画像情報を得ることはできなか
った。
気共鳴映像法（ＭＲＩ）は、各種被検査体に対して、非
侵襲的に断層画像を取得する方法としては極めて有効で
あるものの、従来の磁気共鳴映像法では、人体の診断等
を行う上で極めて有効な情報を与える導電率等のインピ
ーダンス分布を反映した画像情報を得ることはできなか
った。
【００１４】そこで、本発明は、このような未解決の課
題を解決するためになされたもので、その目的は、磁気
共鳴映像法の原理を利用して、各種の被検査体に対して
非侵襲的に、そのインピーダンス分布を求める手段を提
供する点にある。
題を解決するためになされたもので、その目的は、磁気
共鳴映像法の原理を利用して、各種の被検査体に対して
非侵襲的に、そのインピーダンス分布を求める手段を提
供する点にある。
【００１５】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、請求項１記載の発明によれば、ある静磁場中に被検
査体を置き、該静磁場の方向に対して垂直な方向を有す
る高周波磁界を印加することによって前記被検査体内の
原子核スピンを励起し、励起された原子核スピンの巨視
的磁化のフリップ角（Ｅｕｌｅｒ ｎｕｔａｔｉｏｎ
ａｎｇｌｅ）が一定となるように前記高周波磁界を発生
させるための電力を与えて磁気共鳴を発生させ、発生さ
せた磁気共鳴による共鳴信号に基づいて、被検査体の磁
気共鳴画像を取得する方法において、前記高周波磁界を
発生させるための電力量を変えて、フリップ角の異なる
磁気共鳴画像を複数取得し、取得した磁気共鳴画像間で
画像処理を行って、被検査体内のインピーダンス分布画
像を得る、磁気共鳴画像の処理方法が提供される。
め、請求項１記載の発明によれば、ある静磁場中に被検
査体を置き、該静磁場の方向に対して垂直な方向を有す
る高周波磁界を印加することによって前記被検査体内の
原子核スピンを励起し、励起された原子核スピンの巨視
的磁化のフリップ角（Ｅｕｌｅｒ ｎｕｔａｔｉｏｎ
ａｎｇｌｅ）が一定となるように前記高周波磁界を発生
させるための電力を与えて磁気共鳴を発生させ、発生さ
せた磁気共鳴による共鳴信号に基づいて、被検査体の磁
気共鳴画像を取得する方法において、前記高周波磁界を
発生させるための電力量を変えて、フリップ角の異なる
磁気共鳴画像を複数取得し、取得した磁気共鳴画像間で
画像処理を行って、被検査体内のインピーダンス分布画
像を得る、磁気共鳴画像の処理方法が提供される。
【００１６】また、請求項２記載の発明によれば、請求
項１における画像処理は、磁気共鳴画像間で行う、引き
算または割り算である、ことを特徴とする磁気共鳴画像
の処理方法が提供される。
項１における画像処理は、磁気共鳴画像間で行う、引き
算または割り算である、ことを特徴とする磁気共鳴画像
の処理方法が提供される。
【００１７】また、請求項３記載の発明によれば、ある
静磁場中に被検査体を置き、該静磁場の方向に対して垂
直な方向を有する高周波磁界を印加することによって前
記被検査体内の原子核スピンを励起し、励起された原子
核スピンの巨視的磁化のフリップ角（Ｅｕｌｅｒ ｎｕ
ｔａｔｉｏｎ ａｎｇｌｅ）が一定となるように前記高
周波磁界を発生させるための電力を与えて磁気共鳴を発
生させ、発生させた磁気共鳴による共鳴信号に基づい
て、被検査体の磁気共鳴画像を取得する方法において、
前記高周波磁界を発生させるための電力量を、前記被検
査体を構成する複数の成分のうちの、少なくとも１つの
成分に対するフリップ角が、１８０度の整数倍となるよ
うにして、前記被検査体内のインピーダンス分布画像を
得る、磁気共鳴画像の取得方法が提供される。
静磁場中に被検査体を置き、該静磁場の方向に対して垂
直な方向を有する高周波磁界を印加することによって前
記被検査体内の原子核スピンを励起し、励起された原子
核スピンの巨視的磁化のフリップ角（Ｅｕｌｅｒ ｎｕ
ｔａｔｉｏｎ ａｎｇｌｅ）が一定となるように前記高
周波磁界を発生させるための電力を与えて磁気共鳴を発
生させ、発生させた磁気共鳴による共鳴信号に基づい
て、被検査体の磁気共鳴画像を取得する方法において、
前記高周波磁界を発生させるための電力量を、前記被検
査体を構成する複数の成分のうちの、少なくとも１つの
成分に対するフリップ角が、１８０度の整数倍となるよ
うにして、前記被検査体内のインピーダンス分布画像を
得る、磁気共鳴画像の取得方法が提供される。
【００１８】前記インピーダンス分布画像としては、例
えば、被検査体の導電率の分布を示す画像が挙げられ
る。
えば、被検査体の導電率の分布を示す画像が挙げられ
る。
【００１９】
【発明の実施の形態】以下、本発明の実施形態を図面を
参照しつつ説明する。なお、本発明の理解の容易化を図
るため、まず原理説明を行い、その後にブロック図を参
照して、本発明の具体的な実施方法について説明する。
参照しつつ説明する。なお、本発明の理解の容易化を図
るため、まず原理説明を行い、その後にブロック図を参
照して、本発明の具体的な実施方法について説明する。
【００２０】図１には、巨視的磁化ＭとＲＦコイル１と
の関係を示している。符号ａは、パルスを与える前の巨
視的磁化を示し、符号ｂは、９０°パルス（フリップ角
９０°）を与えることによって倒れた巨視的磁化を示
す。さらに、符号ｃは、フリップ角がαであるパルスに
よって倒れた巨視的磁化を示している。
の関係を示している。符号ａは、パルスを与える前の巨
視的磁化を示し、符号ｂは、９０°パルス（フリップ角
９０°）を与えることによって倒れた巨視的磁化を示
す。さらに、符号ｃは、フリップ角がαであるパルスに
よって倒れた巨視的磁化を示している。
【００２１】このとき、ファラデーの電磁誘導の原理に
よれば、ＲＦコイル１には、巨視的磁化Ｍにより、以下
の式１で定まる起電力Ｖが発生する。 Ｖ＝−ｄ（Ｍｓｉｎα）／ｄｔ （式１）。したがっ
て、検出される共鳴信号の信号強度はｓｉｎαに比例す
る。
よれば、ＲＦコイル１には、巨視的磁化Ｍにより、以下
の式１で定まる起電力Ｖが発生する。 Ｖ＝−ｄ（Ｍｓｉｎα）／ｄｔ （式１）。したがっ
て、検出される共鳴信号の信号強度はｓｉｎαに比例す
る。
【００２２】今、フリップ角がα1 であるパルスによっ
て倒れた巨視的磁化による信号強度をＩ1 、フリップ角
がα2 であるパルスによって倒れた巨視的磁化による信
号強度をＩ2 とすると、「Ｉ1 ／Ｉ2 ＝ ｓｉｎα1 ／
ｓｉｎα2 」となり、フリップ角の比は、信号強度の比
によって一意に定まることになる。特に、α2 ＝２α 1
の時、フリップ角αは、「α1 ＝ａｒｃｃｏｓ（Ｉ1 ／
２Ｉ2 ）：ａｒｃｃｏｓは逆余弦関数」なる式にしたが
って一意に定まることになる。
て倒れた巨視的磁化による信号強度をＩ1 、フリップ角
がα2 であるパルスによって倒れた巨視的磁化による信
号強度をＩ2 とすると、「Ｉ1 ／Ｉ2 ＝ ｓｉｎα1 ／
ｓｉｎα2 」となり、フリップ角の比は、信号強度の比
によって一意に定まることになる。特に、α2 ＝２α 1
の時、フリップ角αは、「α1 ＝ａｒｃｃｏｓ（Ｉ1 ／
２Ｉ2 ）：ａｒｃｃｏｓは逆余弦関数」なる式にしたが
って一意に定まることになる。
【００２３】一方、外部からＲＦ（ｒａｄｉｏ ｆｒｅ
ｑｕｅｎｃｙ）周波数でＲＦコイルに供給された電力
は、被検査体の導電率が高いほど、すなわち、アドミッ
タンスが大きいほど、ジュール熱として消費される量が
多く、巨視的磁化を倒すことによってフリップ角を大き
くすることが妨げられることになる。
ｑｕｅｎｃｙ）周波数でＲＦコイルに供給された電力
は、被検査体の導電率が高いほど、すなわち、アドミッ
タンスが大きいほど、ジュール熱として消費される量が
多く、巨視的磁化を倒すことによってフリップ角を大き
くすることが妨げられることになる。
【００２４】被検査体の導電率等のインピーダンスが異
なると、ＲＦコイルに同一の電力を与えてもフリップ角
が異なることになり、フリップ角の分布は、被検査体内
の導電率等のインピーダンスの分布を反映することにな
る。
なると、ＲＦコイルに同一の電力を与えてもフリップ角
が異なることになり、フリップ角の分布は、被検査体内
の導電率等のインピーダンスの分布を反映することにな
る。
【００２５】このことを、図２、３を参照して説明す
る。図２は、ある被検査体２に対して、ＲＦコイル１に
よって発生する磁場（磁束密度Ｂ1 ）を印加したときに
発生する渦電流の様子を示している。矢印で図示する様
に、ＲＦコイル１に電流を流すと、左向きに磁束密度Ｂ
1 なる磁場が発生する。このとき、被検査体２内には、
磁束密度Ｂ1 なる磁場を打ち消す様に、渦電流が発生す
る。この渦電流は、被検査体２の導電率が大きいほど、
発生しやすくなり、渦電流が発生しやすいほど、磁束密
度Ｂ1 の磁場が打ち消されて、同一の電力をＲＦコイル
１に供給しても、巨視的磁場が倒れにくくなる。
る。図２は、ある被検査体２に対して、ＲＦコイル１に
よって発生する磁場（磁束密度Ｂ1 ）を印加したときに
発生する渦電流の様子を示している。矢印で図示する様
に、ＲＦコイル１に電流を流すと、左向きに磁束密度Ｂ
1 なる磁場が発生する。このとき、被検査体２内には、
磁束密度Ｂ1 なる磁場を打ち消す様に、渦電流が発生す
る。この渦電流は、被検査体２の導電率が大きいほど、
発生しやすくなり、渦電流が発生しやすいほど、磁束密
度Ｂ1 の磁場が打ち消されて、同一の電力をＲＦコイル
１に供給しても、巨視的磁場が倒れにくくなる。
【００２６】図３に示すように、今、被検査体２が筋肉
と脂肪の２つの成分からなるとして説明する。筋肉は、
比較的導電率σが大きな導電体であり、一方、脂肪は、
比較的導電率σが小さな絶縁体である。したがって、Ｒ
Ｆコイル１に同一の電力を供給しても、筋肉では比較的
渦電流が発生しやすいため、巨視的磁場が倒れにくく
（３０°）、一方、筋肉では渦電流が発生しにくいた
め、巨視的磁場が倒れやすい（３３°）。このように、
導電率σの大きさによって、巨視的磁場の倒れ易さが定
まるため、ＲＦコイル１に同一の電力を供給しても、導
電率σの小さな物質ほど、検出される共鳴信号の強度レ
ベルが小さい。本発明は、この点に着目して、被検査体
の導電率等のインピーダンス分布画像を得るものであ
る。
と脂肪の２つの成分からなるとして説明する。筋肉は、
比較的導電率σが大きな導電体であり、一方、脂肪は、
比較的導電率σが小さな絶縁体である。したがって、Ｒ
Ｆコイル１に同一の電力を供給しても、筋肉では比較的
渦電流が発生しやすいため、巨視的磁場が倒れにくく
（３０°）、一方、筋肉では渦電流が発生しにくいた
め、巨視的磁場が倒れやすい（３３°）。このように、
導電率σの大きさによって、巨視的磁場の倒れ易さが定
まるため、ＲＦコイル１に同一の電力を供給しても、導
電率σの小さな物質ほど、検出される共鳴信号の強度レ
ベルが小さい。本発明は、この点に着目して、被検査体
の導電率等のインピーダンス分布画像を得るものであ
る。
【００２７】図４は、本発明に係る方法を実施するため
のシステム構成を示すブロック図である。被検査体５０
を載置する架台６０が配設されており、この回りには、
ある方向に静磁場Ｂ0 を発生させるコイルであるＢ0 コ
イル７８と、ＲＦコイル７０と、位相エンコード傾斜磁
場コイルとして機能するＧP コイル７２と、スライス位
置を定めるスライス選択傾斜磁場コイルとして機能する
ＧS コイル７６と、読み出し傾斜磁場コイル（リードア
ウトコイル）として機能するＧr コイル７４とが設置さ
れている。なお、被検査体５０に対する磁気共鳴画像を
得るための各コイルの有効な設置態様は、公知の技術に
て開示されている。
のシステム構成を示すブロック図である。被検査体５０
を載置する架台６０が配設されており、この回りには、
ある方向に静磁場Ｂ0 を発生させるコイルであるＢ0 コ
イル７８と、ＲＦコイル７０と、位相エンコード傾斜磁
場コイルとして機能するＧP コイル７２と、スライス位
置を定めるスライス選択傾斜磁場コイルとして機能する
ＧS コイル７６と、読み出し傾斜磁場コイル（リードア
ウトコイル）として機能するＧr コイル７４とが設置さ
れている。なお、被検査体５０に対する磁気共鳴画像を
得るための各コイルの有効な設置態様は、公知の技術に
て開示されている。
【００２８】また、Ｂ0 コイル７８、Ｇr コイル７４、
ＧS コイル７６、および、ＧP コイル７２の夫々には、
Ｂ0 電源３６、Ｇr 電源３４、ＧS 電源３２、および、
ＧP電源３０が、電力供給可能に接続されている。Ｇr
電源３４、ＧS 電源３２、および、ＧP 電源３０は、与
えられた起動信号に応じて、対応するコイルに電力を供
給する。
ＧS コイル７６、および、ＧP コイル７２の夫々には、
Ｂ0 電源３６、Ｇr 電源３４、ＧS 電源３２、および、
ＧP電源３０が、電力供給可能に接続されている。Ｇr
電源３４、ＧS 電源３２、および、ＧP 電源３０は、与
えられた起動信号に応じて、対応するコイルに電力を供
給する。
【００２９】ＲＦコイル７０には、与えられた起動信号
に応じて起動する出力パワーアンプ４２と自身との接続
動作、または、検出プリアンプ４４と自身との接続動作
を、与えられた制御信号により交互に行うスイッチング
回路４０が接続されている。
に応じて起動する出力パワーアンプ４２と自身との接続
動作、または、検出プリアンプ４４と自身との接続動作
を、与えられた制御信号により交互に行うスイッチング
回路４０が接続されている。
【００３０】出力パワーアンプ４２とＲＦコイル７０と
が接続されることによって、出力パワーアンプ４２から
ＲＦコイル７０への電力供給が可能となり、一方、検出
プリアンプとＲＦコイル７０とが接続されることによっ
て、ＲＦコイル７０で得られる磁気共鳴信号が検出プリ
アンプ４４で増幅され、さらに、この増幅信号は、中間
アンプ４６で増幅されてコンピュータ１０に供給される
ようになっている。
が接続されることによって、出力パワーアンプ４２から
ＲＦコイル７０への電力供給が可能となり、一方、検出
プリアンプとＲＦコイル７０とが接続されることによっ
て、ＲＦコイル７０で得られる磁気共鳴信号が検出プリ
アンプ４４で増幅され、さらに、この増幅信号は、中間
アンプ４６で増幅されてコンピュータ１０に供給される
ようになっている。
【００３１】タイミングコントローラ２０は、与えられ
た動作開始信号に応じて、Ｇr 電源３４、ＧS 電源３
２、ＧP 電源３０、および、出力パワーアンプ４２の起
動信号やスイッチング回路４０の制御信号を、所定のタ
イミングで供給する。
た動作開始信号に応じて、Ｇr 電源３４、ＧS 電源３
２、ＧP 電源３０、および、出力パワーアンプ４２の起
動信号やスイッチング回路４０の制御信号を、所定のタ
イミングで供給する。
【００３２】コンピュータ１０には、各種のコマンドを
与えるためのキーボード１２と、画像処理結果等を表示
するディスプレイ１４が接続されていて、タイミングコ
ントローラ２０への動作開始信号の供給や、中間アンプ
４６の出力信号をフーリエ変換して磁気共鳴画像を求め
る処理を含む本発明にかかる処理を行う。コンピュータ
１０は、例えば、動作プログラムを内蔵したＲＯＭ等の
記憶媒体、ワークエリアとして機能するＲＡＭ、およ
び、動作プログラムにしたがって動作を行うＣＰＵ等の
電子デバイスにて実現可能である。
与えるためのキーボード１２と、画像処理結果等を表示
するディスプレイ１４が接続されていて、タイミングコ
ントローラ２０への動作開始信号の供給や、中間アンプ
４６の出力信号をフーリエ変換して磁気共鳴画像を求め
る処理を含む本発明にかかる処理を行う。コンピュータ
１０は、例えば、動作プログラムを内蔵したＲＯＭ等の
記憶媒体、ワークエリアとして機能するＲＡＭ、およ
び、動作プログラムにしたがって動作を行うＣＰＵ等の
電子デバイスにて実現可能である。
【００３３】さて、このシステムの動作を、図５のフロ
ーチャートと図６の動作タイミングチャートを参照して
説明する。ステップＳ５００において、フリップ角α1
の画像取得処理を行う。まず、オペレータが、キーボー
ド１２を操作して動作開始のコマンドを与えると、コン
ピュータ１０は、タイミングコントローラ２０に動作開
始信号を与える。
ーチャートと図６の動作タイミングチャートを参照して
説明する。ステップＳ５００において、フリップ角α1
の画像取得処理を行う。まず、オペレータが、キーボー
ド１２を操作して動作開始のコマンドを与えると、コン
ピュータ１０は、タイミングコントローラ２０に動作開
始信号を与える。
【００３４】タイミングコントローラ２０は、スイッチ
ング回路４０に制御信号を与えて、ＲＦコイル７０と出
力パワーアンプ４２とを接続させ、さらに、図６のタイ
ミングチャートに示すように、出力パワーアンプ４２に
制御信号を与えて、ＲＦコイル７０に対してフリップ角
α1 に相当するパルス（α°＝α1 °）を供給するよう
にするとともに、スライス位置を決めるためにＧS 電源
３２に起動信号を与えて、ＧS 電源３２に、ＧS コイル
７６への電力供給をさせる。
ング回路４０に制御信号を与えて、ＲＦコイル７０と出
力パワーアンプ４２とを接続させ、さらに、図６のタイ
ミングチャートに示すように、出力パワーアンプ４２に
制御信号を与えて、ＲＦコイル７０に対してフリップ角
α1 に相当するパルス（α°＝α1 °）を供給するよう
にするとともに、スライス位置を決めるためにＧS 電源
３２に起動信号を与えて、ＧS 電源３２に、ＧS コイル
７６への電力供給をさせる。
【００３５】さらに、ＧP 電源３０に起動信号を与え
て、ＧP 電源３０に、ＧP コイル７２への電力供給をさ
せる。なお、磁気共鳴画像を取得するためには、図６の
タイミングチャートで示される動作を、１回目からＮ回
目（Ｎは、例えば２５６）までＮ回繰り返す必要があり
（即ち、Ｔｒの期間での動作を繰り返す）、ＧP 電源３
０は、Ｎ回の繰り返し動作によって、徐々に、ＧP コイ
ル７２への電力供給量を多くするようにしてある。な
お、実際には、このＮ回の繰り返しを、さらに、Ｍ回
（Ｍは、例えば２５６）繰り返して画像を得る。
て、ＧP 電源３０に、ＧP コイル７２への電力供給をさ
せる。なお、磁気共鳴画像を取得するためには、図６の
タイミングチャートで示される動作を、１回目からＮ回
目（Ｎは、例えば２５６）までＮ回繰り返す必要があり
（即ち、Ｔｒの期間での動作を繰り返す）、ＧP 電源３
０は、Ｎ回の繰り返し動作によって、徐々に、ＧP コイ
ル７２への電力供給量を多くするようにしてある。な
お、実際には、このＮ回の繰り返しを、さらに、Ｍ回
（Ｍは、例えば２５６）繰り返して画像を得る。
【００３６】さらに、タイミングコントローラ２０は、
出力パワーアンプ４２に制御信号を与えて、ＲＦコイル
７０に対し１８０°パルスを与えるようにするととも
に、スライス位置を決めるためにＧS 電源３２に起動信
号を与えて、ＧS 電源３２に、ＧS コイル７６への電力
供給をさせる。
出力パワーアンプ４２に制御信号を与えて、ＲＦコイル
７０に対し１８０°パルスを与えるようにするととも
に、スライス位置を決めるためにＧS 電源３２に起動信
号を与えて、ＧS 電源３２に、ＧS コイル７６への電力
供給をさせる。
【００３７】次に、タイミングコントローラ２０は、ス
イッチング回路４０に制御信号を与えて、ＲＦコイル７
０と検出プリアンプ４４を接続させ、さらに、図６のタ
イミングチャートに示すように、Ｇr 電源３４に起動信
号を与えて、Ｇr 電源３４に、Ｇr コイル７４への電力
供給をさせながら、ＲＦコイル７０で検出された共鳴信
号を検出プリアンプ４４に導く。検出プリアンプ４４で
増幅された信号は、さらに、中間アンプ４６で増幅され
てコンピュータ１０に送られ、コンピュータ１０は、２
次元（ｐ方向およびｒ方向）のフーリエ変換等の公知の
アルゴリズムを用いた処理を行って、被検査体５０のフ
リップ角α1 での磁気共鳴画像を取得する。
イッチング回路４０に制御信号を与えて、ＲＦコイル７
０と検出プリアンプ４４を接続させ、さらに、図６のタ
イミングチャートに示すように、Ｇr 電源３４に起動信
号を与えて、Ｇr 電源３４に、Ｇr コイル７４への電力
供給をさせながら、ＲＦコイル７０で検出された共鳴信
号を検出プリアンプ４４に導く。検出プリアンプ４４で
増幅された信号は、さらに、中間アンプ４６で増幅され
てコンピュータ１０に送られ、コンピュータ１０は、２
次元（ｐ方向およびｒ方向）のフーリエ変換等の公知の
アルゴリズムを用いた処理を行って、被検査体５０のフ
リップ角α1 での磁気共鳴画像を取得する。
【００３８】次に、ステップＳ５０２において、被検査
体５０のフリップ角α2 での磁気共鳴画像を得る。この
処理では、タイミングコントローラ２０が、フリップ角
α2での磁気共鳴画像を得るように、出力パワーアンプ
４２を起動する点に特徴があり、これ以外の点では、ス
テップＳ５００での処理と変わるところがない。 ま
ず、タイミングコントローラ２０は、スイッチング回路
４０に制御信号を与えて、ＲＦコイル７０と出力パワー
アンプ４２とを接続させ、さらに、図６のタイミングチ
ャートに示すように、出力パワーアンプ４２に制御信号
を与えて、ＲＦコイル７０に対してフリップ角α2 に相
当するパルス（α°＝α2 °）を供給するようにすると
ともに、スライス位置を決めるためにＧS 電源３２に起
動信号を与えて、ＧS 電源３２に、ＧS コイル７６への
電力供給をさせる。
体５０のフリップ角α2 での磁気共鳴画像を得る。この
処理では、タイミングコントローラ２０が、フリップ角
α2での磁気共鳴画像を得るように、出力パワーアンプ
４２を起動する点に特徴があり、これ以外の点では、ス
テップＳ５００での処理と変わるところがない。 ま
ず、タイミングコントローラ２０は、スイッチング回路
４０に制御信号を与えて、ＲＦコイル７０と出力パワー
アンプ４２とを接続させ、さらに、図６のタイミングチ
ャートに示すように、出力パワーアンプ４２に制御信号
を与えて、ＲＦコイル７０に対してフリップ角α2 に相
当するパルス（α°＝α2 °）を供給するようにすると
ともに、スライス位置を決めるためにＧS 電源３２に起
動信号を与えて、ＧS 電源３２に、ＧS コイル７６への
電力供給をさせる。
【００３９】さらに、ＧP 電源３０に起動信号を与え
て、ＧP 電源３０に、ＧP コイル７２への電力供給をさ
せる。なお、磁気共鳴画像を取得するためには、図６の
タイミングチャートで示される動作を、１回目からＮ回
目（Ｎは、例えば２５６）までＮ回繰り返す必要があり
（即ち、Ｔｒの期間での動作を繰り返す）、ＧP 電源３
０は、Ｎ回の繰り返し動作によって、徐々に、ＧP コイ
ル７２への電力供給量を多くするようにしてある。な
お、実際には、このＮ回の繰り返しを、さらに、Ｍ回
（Ｍは、例えば２５６）繰り返して画像を得る。
て、ＧP 電源３０に、ＧP コイル７２への電力供給をさ
せる。なお、磁気共鳴画像を取得するためには、図６の
タイミングチャートで示される動作を、１回目からＮ回
目（Ｎは、例えば２５６）までＮ回繰り返す必要があり
（即ち、Ｔｒの期間での動作を繰り返す）、ＧP 電源３
０は、Ｎ回の繰り返し動作によって、徐々に、ＧP コイ
ル７２への電力供給量を多くするようにしてある。な
お、実際には、このＮ回の繰り返しを、さらに、Ｍ回
（Ｍは、例えば２５６）繰り返して画像を得る。
【００４０】さらに、タイミングコントローラ２０は、
出力パワーアンプ４２に制御信号を与えて、ＲＦコイル
７０に対し１８０°パルスを与えるようにするととも
に、スライス位置を決めるためにＧS 電源３２に起動信
号を与えて、ＧS 電源３２に、ＧS コイル７６への電力
供給をさせる。
出力パワーアンプ４２に制御信号を与えて、ＲＦコイル
７０に対し１８０°パルスを与えるようにするととも
に、スライス位置を決めるためにＧS 電源３２に起動信
号を与えて、ＧS 電源３２に、ＧS コイル７６への電力
供給をさせる。
【００４１】次に、タイミングコントローラ２０は、ス
イッチング回路４０に制御信号を与えて、ＲＦコイル７
０と検出プリアンプ４４を接続させ、さらに、図６のタ
イミングチャートに示すように、Ｇr 電源３４に起動信
号を与えて、Ｇr 電源３４に、Ｇr コイル７４への電力
供給をさせながら、ＲＦコイル７０で検出された共鳴信
号を検出プリアンプ４４に導く。検出プリアンプ４４で
増幅された信号は、さらに、中間アンプ４６で増幅され
てコンピュータ１０に送られ、コンピュータ１０は、２
次元（ｐ方向およびｒ方向）のフーリエ変換等の公知の
アルゴリズムを用いた処理を行って、被検査体５０のフ
リップ角α2 での磁気共鳴画像を取得する。
イッチング回路４０に制御信号を与えて、ＲＦコイル７
０と検出プリアンプ４４を接続させ、さらに、図６のタ
イミングチャートに示すように、Ｇr 電源３４に起動信
号を与えて、Ｇr 電源３４に、Ｇr コイル７４への電力
供給をさせながら、ＲＦコイル７０で検出された共鳴信
号を検出プリアンプ４４に導く。検出プリアンプ４４で
増幅された信号は、さらに、中間アンプ４６で増幅され
てコンピュータ１０に送られ、コンピュータ１０は、２
次元（ｐ方向およびｒ方向）のフーリエ変換等の公知の
アルゴリズムを用いた処理を行って、被検査体５０のフ
リップ角α2 での磁気共鳴画像を取得する。
【００４２】次に、ステップＳ５０４において、コンピ
ュータ１０は、ステップＳ５００の処理で得られた磁気
共鳴画像（画像Ａと称する）と、ステップＳ５０２の処
理で得られた磁気共鳴画像（画像Ｂと称する）とに対し
て、画像の強度分布の比較処理を行う。この処理は、例
えば、画像Ａと画像Ｂとの対応する画素間での引き算処
理や割り算処理を、公知の画像処理アルゴリズムにした
がって行う。そして、コンピュータ１０は、画像処理結
果をディスプレイ１４に表示して、一連の処理を終了す
る（エンド）。フリップ角の違いは、被検査体内の導電
率等のインピーダンスの違いに対応するので、２つの画
像Ａ、画像Ｂに対する引き算処理や割り算処理を行うこ
とによって、被検査体のインピーダンスの分布を反映し
た画像が得られることになる。
ュータ１０は、ステップＳ５００の処理で得られた磁気
共鳴画像（画像Ａと称する）と、ステップＳ５０２の処
理で得られた磁気共鳴画像（画像Ｂと称する）とに対し
て、画像の強度分布の比較処理を行う。この処理は、例
えば、画像Ａと画像Ｂとの対応する画素間での引き算処
理や割り算処理を、公知の画像処理アルゴリズムにした
がって行う。そして、コンピュータ１０は、画像処理結
果をディスプレイ１４に表示して、一連の処理を終了す
る（エンド）。フリップ角の違いは、被検査体内の導電
率等のインピーダンスの違いに対応するので、２つの画
像Ａ、画像Ｂに対する引き算処理や割り算処理を行うこ
とによって、被検査体のインピーダンスの分布を反映し
た画像が得られることになる。
【００４３】このように、本発明によれば、共鳴信号に
基づいて被検査体の磁気共鳴画像を取得する方法におい
て、導電率σの大きさに対応して、検出される共鳴信号
の強度レベルが変化することに着目し、高周波磁界（Ｒ
Ｆコイルの磁界）を発生させるための電力量を変えて、
フリップ角の異なる磁気共鳴画像を複数取得し、取得し
た磁気共鳴画像間で画像処理を行うことによって、被検
査体内の導電率等のインピーダンス分布画像を得ること
が可能となる。また、画像処理を、引き算または割り算
とすることにより、簡素な演算処理によって、インピー
ダンス分布画像を得ることが可能となる。
基づいて被検査体の磁気共鳴画像を取得する方法におい
て、導電率σの大きさに対応して、検出される共鳴信号
の強度レベルが変化することに着目し、高周波磁界（Ｒ
Ｆコイルの磁界）を発生させるための電力量を変えて、
フリップ角の異なる磁気共鳴画像を複数取得し、取得し
た磁気共鳴画像間で画像処理を行うことによって、被検
査体内の導電率等のインピーダンス分布画像を得ること
が可能となる。また、画像処理を、引き算または割り算
とすることにより、簡素な演算処理によって、インピー
ダンス分布画像を得ることが可能となる。
【００４４】次に、本発明の他の実施形態について説明
する。図７は、他の実施形態の原理の説明図である。
今、被検査体が、筋肉と脂肪の２成分からなっているも
のとする。図７（ａ）には、この被検査体の導電率等の
インピーダンス分布を反映した画像を得るために、ＲＦ
コイル１に所定量の電力を供給したとき、筋肉、脂肪の
巨視的磁化が基準位置からどの程度倒れているかを模式
的に示している。筋肉、脂肪の巨視的磁化は夫々、基準
位置から、３０°、３３°倒れている。したがって、筋
肉、脂肪に対する共鳴信号の強度比は、前述した式１を
用いて「ｓｉｎ３０°／ｓｉｎ３３°」となり、共鳴信
号の強度比は「１」に近いため、インピーダンス分布を
反映した画像を見ても、両者の差異が明確でない。これ
に対して、図７（ｂ）に示す様に、ＲＦコイル１に供給
する電力量を変更して（図７（ａ）の６倍の電力量）、
筋肉、脂肪の巨視的磁化の夫々が、基準位置から、１８
０°、１９８°倒れている場合には、筋肉、脂肪に対す
る共鳴信号の強度比は、前述した式１を用いて「ｓｉｎ
１８０°／ｓｉｎ１９８°」となり、共鳴信号の強度比
は「０」となってしまう。このことは、脂肪に対する共
鳴信号のみが得られて、筋肉の導電率を反映する画像が
消えてしまうことになる。
する。図７は、他の実施形態の原理の説明図である。
今、被検査体が、筋肉と脂肪の２成分からなっているも
のとする。図７（ａ）には、この被検査体の導電率等の
インピーダンス分布を反映した画像を得るために、ＲＦ
コイル１に所定量の電力を供給したとき、筋肉、脂肪の
巨視的磁化が基準位置からどの程度倒れているかを模式
的に示している。筋肉、脂肪の巨視的磁化は夫々、基準
位置から、３０°、３３°倒れている。したがって、筋
肉、脂肪に対する共鳴信号の強度比は、前述した式１を
用いて「ｓｉｎ３０°／ｓｉｎ３３°」となり、共鳴信
号の強度比は「１」に近いため、インピーダンス分布を
反映した画像を見ても、両者の差異が明確でない。これ
に対して、図７（ｂ）に示す様に、ＲＦコイル１に供給
する電力量を変更して（図７（ａ）の６倍の電力量）、
筋肉、脂肪の巨視的磁化の夫々が、基準位置から、１８
０°、１９８°倒れている場合には、筋肉、脂肪に対す
る共鳴信号の強度比は、前述した式１を用いて「ｓｉｎ
１８０°／ｓｉｎ１９８°」となり、共鳴信号の強度比
は「０」となってしまう。このことは、脂肪に対する共
鳴信号のみが得られて、筋肉の導電率を反映する画像が
消えてしまうことになる。
【００４５】このように、ある成分の巨視的磁化が、基
準位置から１８０°の整数倍の角度をなして倒れるよう
に、ＲＦコイル１への供給電力を設定することによっ
て、当該成分の導電率を反映する画像が消えてしまうよ
うにして、他のある成分の導電率を反映する画像を得る
ことが可能となる。
準位置から１８０°の整数倍の角度をなして倒れるよう
に、ＲＦコイル１への供給電力を設定することによっ
て、当該成分の導電率を反映する画像が消えてしまうよ
うにして、他のある成分の導電率を反映する画像を得る
ことが可能となる。
【００４６】このためには、図４のシステムを、例え
ば、以下のように構成しておけばよい。まず、図８に示
すように、成分と当該成分の巨視的磁化を１８０°倒す
ための電力量とを対応付けて記憶したテーブルを、コン
ピュータ１０に予め内蔵しておく。このとき、システム
が行う動作の概要を図９を参照して説明する。
ば、以下のように構成しておけばよい。まず、図８に示
すように、成分と当該成分の巨視的磁化を１８０°倒す
ための電力量とを対応付けて記憶したテーブルを、コン
ピュータ１０に予め内蔵しておく。このとき、システム
が行う動作の概要を図９を参照して説明する。
【００４７】まず、ステップＳ９００において、オペレ
ータは、キーボード１２を操作して、導電率を反映する
画像情報を消去する成分を指定する。ステップＳ９０２
において、コンピュータ１０は、テーブルを参照して、
指定された成分に対応する電力量を参照し、この電力量
がＲＦコイル７０に与えられるように、タイミングコン
トローラ２０に動作開始信号を与える。そして、タイミ
ングコントローラ２０は、出力パワーアンプ４２に制御
信号を与えることによって、出力パワーアンプ４２から
ＲＦコイル７０に、前記電力量が供給される。
ータは、キーボード１２を操作して、導電率を反映する
画像情報を消去する成分を指定する。ステップＳ９０２
において、コンピュータ１０は、テーブルを参照して、
指定された成分に対応する電力量を参照し、この電力量
がＲＦコイル７０に与えられるように、タイミングコン
トローラ２０に動作開始信号を与える。そして、タイミ
ングコントローラ２０は、出力パワーアンプ４２に制御
信号を与えることによって、出力パワーアンプ４２から
ＲＦコイル７０に、前記電力量が供給される。
【００４８】そして、ステップＳ９０４においては、磁
気共鳴画像取得処理を行う。この処理では、まず、前述
したように、タイミングコントローラ２０が、図６に示
すタイミングチャートにしたがって各電源やスイッチン
グ回路４０を起動、制御することによって、中間アンプ
４６から共鳴信号が得られる。そして、コンピュータ１
０が、得られた共鳴信号に基づき、２次元（ｐ方向およ
びｒ方向）のフーリエ変換等の公知のアルゴリズムを用
いた処理を行って、被検査体５０の磁気共鳴画像を得
る。
気共鳴画像取得処理を行う。この処理では、まず、前述
したように、タイミングコントローラ２０が、図６に示
すタイミングチャートにしたがって各電源やスイッチン
グ回路４０を起動、制御することによって、中間アンプ
４６から共鳴信号が得られる。そして、コンピュータ１
０が、得られた共鳴信号に基づき、２次元（ｐ方向およ
びｒ方向）のフーリエ変換等の公知のアルゴリズムを用
いた処理を行って、被検査体５０の磁気共鳴画像を得
る。
【００４９】被検査体の磁気共鳴画像を取得する際に、
高周波磁界に与える電力を変えて、被検査体を構成する
複数の成分のうちの、少なくとも１つの成分に対するフ
リップ角が、１８０度の整数倍となるようにすることに
よって、特定の成分の導電率等のインピーダンス分布を
反映した画像を消去しつつ、他の成分の導電率等のイン
ピーダンス分布を反映した画像を得ることが可能にな
る。
高周波磁界に与える電力を変えて、被検査体を構成する
複数の成分のうちの、少なくとも１つの成分に対するフ
リップ角が、１８０度の整数倍となるようにすることに
よって、特定の成分の導電率等のインピーダンス分布を
反映した画像を消去しつつ、他の成分の導電率等のイン
ピーダンス分布を反映した画像を得ることが可能にな
る。
【００５０】以上説明してきたように、本発明によれ
ば、磁気共鳴映像法の原理を利用して、被検査体のイン
ピーダンス分布を示す画像を得ることが可能になり、こ
の方法は、各種の被検査体のインピーダンス分布の測定
に適用可能である。
ば、磁気共鳴映像法の原理を利用して、被検査体のイン
ピーダンス分布を示す画像を得ることが可能になり、こ
の方法は、各種の被検査体のインピーダンス分布の測定
に適用可能である。
【００５１】
【発明の効果】以上説明したように、請求項１に係る発
明によれば、被検査体の磁気共鳴画像を取得する方法に
おいて、高周波磁界を発生させるための電力量を変え
て、フリップ角の異なる磁気共鳴画像を複数取得し、取
得した磁気共鳴画像間で画像処理を行うことによって、
被検査体内の導電率等のインピーダンス分布の画像を得
ることが可能になるという効果がある。
明によれば、被検査体の磁気共鳴画像を取得する方法に
おいて、高周波磁界を発生させるための電力量を変え
て、フリップ角の異なる磁気共鳴画像を複数取得し、取
得した磁気共鳴画像間で画像処理を行うことによって、
被検査体内の導電率等のインピーダンス分布の画像を得
ることが可能になるという効果がある。
【００５２】特に、請求項２に係る発明によれば、請求
項１において、磁気共鳴画像間で、引き算または割り算
を行うので、簡素な画像処理によって、インピーダンス
分布の画像を得ることが可能になるという効果がある。
項１において、磁気共鳴画像間で、引き算または割り算
を行うので、簡素な画像処理によって、インピーダンス
分布の画像を得ることが可能になるという効果がある。
【００５３】また、請求項３に係る発明によれば、被検
査体の磁気共鳴画像を取得する際に、高周波磁界を発生
させるための電力量を変えて、被検査体を構成する複数
の成分のうちの、少なくとも１つの成分に対するフリッ
プ角が、１８０度の整数倍となるようにすることによっ
て、特定の成分の導電率等のインピーダンス分布を反映
した画像を消去しつつ、残りの成分の導電率等のインピ
ーダンス分布を反映した画像を得ることが可能になる。
査体の磁気共鳴画像を取得する際に、高周波磁界を発生
させるための電力量を変えて、被検査体を構成する複数
の成分のうちの、少なくとも１つの成分に対するフリッ
プ角が、１８０度の整数倍となるようにすることによっ
て、特定の成分の導電率等のインピーダンス分布を反映
した画像を消去しつつ、残りの成分の導電率等のインピ
ーダンス分布を反映した画像を得ることが可能になる。
【図１】本発明の説明図である。
【図２】本発明の説明図である。
【図３】本発明の説明図である。
【図４】本発明にかかるシステムのブロック図である。
【図５】本発明にかかるシステムが行う処理内容を示す
フローチャートである。
フローチャートである。
【図６】システムの動作タイミングチャートである。
【図７】本発明の説明図である。
【図８】本発明の他の実施形態で使用するテーブルの説
明図である。
明図である。
【図９】本発明にかかるシステムが行う、他の処理内容
を示すフローチャートである。
を示すフローチャートである。
１０ コンピュータ １２ キーボード １４ ディスプレイ ２０ タイミングコントローラ ３０ ＧP 電源 ３２ ＧS 電源 ３４ Ｇr 電源 ３６ Ｂ0 電源 ４０ スイッチング回路 ４２ 出力パワーアンプ ４４ 検出プリアンプ ４６ 中間アンプ ６０ 架台 ７０ ＲＦコイル ７２ ＧP コイル ７４ Ｇr コイル ７６ ＧS コイル ７８ Ｂ0 コイル
Claims (3)
- 【請求項１】 ある静磁場中に被検査体を置き、該静磁
場の方向に対して垂直な方向を有する高周波磁界を印加
することによって前記被検査体内の原子核スピンを励起
し、励起された原子核スピンの巨視的磁化のフリップ角
（Ｅｕｌｅｒｎｕｔａｔｉｏｎ ａｎｇｌｅ）が一定と
なるように前記高周波磁界を発生させるための電力を与
えて磁気共鳴を発生させ、発生させた磁気共鳴による共
鳴信号に基づいて、被検査体の磁気共鳴画像を取得する
方法において、 前記高周波磁界を発生させるための電力量を変えて、フ
リップ角の異なる磁気共鳴画像を複数取得し、 取得した磁気共鳴画像間で画像処理を行って、被検査体
内のインピーダンス分布画像を得る、磁気共鳴画像の処
理方法。 - 【請求項２】 請求項１において、前記画像処理は、取
得した磁気共鳴画像間で行う、引き算または割り算であ
る、ことを特徴とする磁気共鳴画像の処理方法。 - 【請求項３】 ある静磁場中に被検査体を置き、該静磁
場の方向に対して垂直な方向を有する高周波磁界を印加
することによって前記被検査体内の原子核スピンを励起
し、励起された原子核スピンの巨視的磁化のフリップ角
（Ｅｕｌｅｒｎｕｔａｔｉｏｎ ａｎｇｌｅ）が一定と
なるように前記高周波磁界を発生させるための電力を与
えて磁気共鳴を発生させ、発生させた磁気共鳴による共
鳴信号に基づいて、被検査体の磁気共鳴画像を取得する
方法において、 前記高周波磁界を発生させるための電力量を、前記被検
査体を構成する複数の成分のうちの、少なくとも１つの
成分に対するフリップ角が、１８０度の整数倍となるよ
うにして、前記被検査体内のインピーダンス分布画像を
得る、磁気共鳴画像の取得方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8303327A JPH10137212A (ja) | 1996-11-14 | 1996-11-14 | 磁気共鳴画像の処理方法および磁気共鳴画像の取得方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8303327A JPH10137212A (ja) | 1996-11-14 | 1996-11-14 | 磁気共鳴画像の処理方法および磁気共鳴画像の取得方法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10137212A true JPH10137212A (ja) | 1998-05-26 |
Family
ID=17919647
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8303327A Pending JPH10137212A (ja) | 1996-11-14 | 1996-11-14 | 磁気共鳴画像の処理方法および磁気共鳴画像の取得方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH10137212A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009534162A (ja) * | 2006-04-24 | 2009-09-24 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 電気特性トモグラフィのための電界シミング |
| WO2011149087A1 (ja) * | 2010-05-27 | 2011-12-01 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2020531150A (ja) * | 2017-08-23 | 2020-11-05 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 可変磁場磁石による磁気共鳴撮像 |
-
1996
- 1996-11-14 JP JP8303327A patent/JPH10137212A/ja active Pending
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009534162A (ja) * | 2006-04-24 | 2009-09-24 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 電気特性トモグラフィのための電界シミング |
| WO2011149087A1 (ja) * | 2010-05-27 | 2011-12-01 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| CN102427763A (zh) * | 2010-05-27 | 2012-04-25 | 株式会社东芝 | 磁共振成像装置 |
| US10429480B2 (en) | 2010-05-27 | 2019-10-01 | Toshiba Medical Systems Corporation | Combining multiple MRI data acquisitions having different B1 inhomogeneities |
| JP2020531150A (ja) * | 2017-08-23 | 2020-11-05 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 可変磁場磁石による磁気共鳴撮像 |
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