JPH10137213A

JPH10137213A - 磁気共鳴画像の取得方法および磁気共鳴画像の処理方法ならびに磁気共鳴画像の取得装置

Info

Publication number: JPH10137213A
Application number: JP8303330A
Authority: JP
Inventors: Terutake Ueno; 照剛上野; Norio Iriguchi; 紀男入口
Original assignee: Siemens Asahi Medical Technologies Ltd
Current assignee: Siemens KK
Priority date: 1996-11-14
Filing date: 1996-11-14
Publication date: 1998-05-26

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】被検査体に印加する、ある静磁場を発生す
る静磁場発生手段と、該静磁場の方向に対して垂直な方
向を有する高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段
と、被検査体内で励起された原子核スピンの共鳴信号に
基づいて磁気共鳴画像を得るための処理を少なくとも行
う処理手段とを有する装置において、被検査体内のイン
ピーダンス分布画像を得るために、静磁場と同一方向を
有して時間的に変化する磁界を前記被検査体に印加可能
な磁界印加手段を備える。

Description

【発明の詳細な説明】

【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、ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎ
ｃｅＩｍａｇｉｎｇ、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。

【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。

【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。

【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、例えば、励起された原子核スピ
ンの巨視的磁化のフリップ角（Ｅｕｌｅｒｎｕｔａｔ
ｉｏｎａｎｇｌｅ）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
（¹Ｈ：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（ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）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。

【０００９】そして、例えば、９０°パルスを与えた
後、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
ド傾斜磁場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。

【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。

【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。

【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。

【００１５】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、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、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、前記静磁場と同一方
向を有して時間的に変化する磁界を印加して、被検査体
内のインピーダンス分布画像を得る、磁気共鳴画像の取
得方法が提供される。

【００１６】また、請求項２記載の発明によれば、請求
項１において、前記静磁場と同一方向を有して時間的に
変化する磁界の印加を、原子核スピンの励起時、位相エ
ンコード時、スピンの反転時、および、共鳴信号の検出
時のいずれかに行うようにした、磁気共鳴画像の取得方
法が提供される。もちろん、この磁界の印加を磁気共鳴
画像を取得中、継続しておくようにしてもよい。

【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、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
静磁場と同一方向を有して時間的に変化する磁界を印加
して得られた磁気共鳴画像と、この磁界の印加を行わな
いで得られた磁気共鳴画像とを取得し、取得した磁気共
鳴画像間で、引き算、割り算を含む画像処理を行う、磁
気共鳴画像の処理方法が提供される。

【００１８】また、請求項４記載の発明によれば、被検
査体に印加する、ある静磁場を発生する静磁場発生手段
と、該静磁場の方向に対して垂直な方向を有する高周波
磁場を発生する高周波磁場発生手段と、前記被検査体内
で励起された原子核スピンの、共鳴信号に基づいて磁気
共鳴画像を得るための処理を少なくとも行う処理手段
と、を有する装置において、前記被検査体内のインピー
ダンス分布画像を得るために、前記静磁場と同一方向を
有して時間的に変化する磁界を前記被検査体に印加可能
な磁界印加手段を備えた、磁気共鳴画像の取得装置が提
供される。

【００１９】なお、処理手段は、磁界印加手段による被
検査体への磁界印加を、所定のタイミング、例えば、原
子核スピンの励起時、位相エンコード時、スピンの反転
時、および、共鳴信号の検出時のいずれかに行うように
制御するようにしておくのが好ましい。もちろん、磁界
印加手段による被検査体への磁界の印加を、磁気共鳴画
像を取得中、継続しておくようにしてもよい。

【００２０】そして、請求項５記載の発明によれば、請
求項４において、前記磁界印加手段は、前記静磁場と同
一方向を有して時間的に変化する磁界を生じるコイルで
構成されてなる、ことを特徴とする磁気共鳴画像の取得
装置が提供される。

【００２１】また、請求項６記載の発明によれば、請求
項５において、前記コイルは、被検査体の局所部に装着
可能に構成されてなる、ことを特徴とする磁気共鳴画像
の取得装置が提供される。

【００２２】

【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、本発明の具体
的な実施形態を説明するものとする。

【００２３】図１は、静磁場Ｈ₀が印加されている場合
に、「ω₀＝γＨ₀（γは磁気回転比）」なる式で定ま
る角周波数ω₀で歳差運動を行う原子核を示している。
ＲＦコイルは、交流電流が供給されるとＨ₁なる高周波
磁場を発生する。そして、静磁場Ｈ₀と同一方向を有し
て時間的に変化する磁界を発生するためのコイルをＢ _C
コイル（磁界印加手段：このコイルが発生する磁界を
「Ｂ_C磁界」と称する）としている。

【００２４】今、Ｂ_Cコイルに電力を供給して静磁場Ｈ
₀の大きさを変化させると、「ω₀＝γＨ₀」なる式よ
り、歳差運動の角周波数ω₀が変化することがわかる。
これにより、磁気共鳴画像を得る際の、スライス位置、
位相エンコードされる場所、周波数エンコードされる場
所が変化することになる。

【００２５】さて、図２は、２つの導電率の異なる物質
である脂肪と筋肉との特性を比較した説明図である。脂
肪は、導電率σが小さく絶縁体となり、Ｂ_C磁界が印加
されても、これを打ち消すような渦電流が流れないた
め、Ｂ_C磁界が印加されやすい。これに対して、筋肉
は、導電率σが大きく導電体となり、Ｂ_C磁界が印加さ
れると、これを打ち消すような渦電流が流れ、Ｂ_C磁界
が印加されにくい。

【００２６】ところで、図１にて説明したように、Ｂ_C
磁界が印加されると、角周波数ω₀が変化することによ
り、第１に、スライス位置が変化し、第２に、位相エン
コードされる場所がばらばらになってしまい、第３に、
周波数エンコードされる場所がばらばらになってしま
い、結果として共鳴信号の強度レベルの低下を招いてし
まう。

【００２７】したがって、脂肪は、Ｂ_C磁界が印加され
ることによって、その共鳴信号の強度レベルが大幅に低
下してしまうことになる。これに対して、筋肉は、Ｂ_C
磁界が印加されにくく、共鳴信号の強度レベルの低下を
招かない。このように、同一のＢ_C磁界を印加しても、
導電率の違いによって、共鳴信号が異なることがわか
る。したがって、Ｂ_C磁界を印加することによる得られ
る共鳴信号は、被検査体の導電率等のインーダンス分布
を反映することになる。本発明は、この点に着目してな
されたものである。

【００２８】そして、「原子核スピンの励起時（９０°
パルスを与えているとき）」、「１８０°パルスを与え
ている期間（スピンの反転時）」、「位相エンコード
時」、および、「共鳴信号の検出時」では、被検査体に
対してＢ_C磁界を印加すると、原子核スピンは、特に、
その角周波数ω₀が変化することに起因する位相攪乱が
おこりやすい。一方、被検査体には、その導電率の大き
さに応じて、Ｂ_C磁界の変化を妨げる向きに渦電流が発
生する。脂肪のように導電率が小さなものでは渦電流の
発生は少ないためＢ_C磁界は印加されやすく、原子核ス
ピンの位相は攪乱されやすくスライス位置の変化も大き
い。一方、筋肉のように導電率が大きなものでは、渦電
流の発生が大きいためＢ_C磁界は打ち消されてしまい、
原子核スピンの位相の攪乱は少なく、スライス位置の変
化も少ない。９０°パルスと１８０°パルスのスライス
位置がずれると、位相が攪乱された原子核スピンは、１
８０°パルスの影響を受けなくなり、スピンエコーが発
生しなくなくなって、共鳴信号の強度レベルは小さくな
る。このように、Ｂ_C磁界を印加することによって、導
電率の大きさを反映した信号強度分布が得られることに
なる。

【００２９】なお、時間的に変化する磁界は、例えば、
読み出し傾斜磁場コイルを１（ｋＨｚ）程度の周波数で
高速スイッチングすることによっても、ある程度得られ
るが、本発明によれば、Ｂ_Cコイルに交流電流を流すこ
とによって、効果的に時間変化する磁界を得ることがで
きる。

【００３０】さて、図３は、本発明に係る装置の構成図
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
するコイルであるＢ₀コイル７８（静磁場発生手段）
と、ＲＦコイル７０（高周波磁場発生手段）と、位相エ
ンコード傾斜磁場コイルとして機能するＧ_P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Ｇ_S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Ｇ_r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。そして、本発明の
特徴は、静磁場（Ｂ₀）と同一方向を有して時間的に変
化する磁界（Ｂ_C磁界）を発生させるコイルであるＢ_C
コイル７９（磁界印加手段）を設けている点にある。

【００３１】また、Ｂ₀コイル７８、Ｇ_rコイル７４、
Ｇ_Sコイル７６、Ｇ_Pコイル７２、および、Ｂ_Cコイル
７９の夫々には、Ｂ₀電源３６、Ｇ_r電源３４、Ｇ_S電
源３２、Ｇ_P電源３０、Ｂ_C電源３８が、電力供給可能
に接続されている。Ｇ_r電源３４、Ｇ_S電源３２、Ｇ_P
電源３０、および、Ｂ_C電源３８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。

【００３２】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（電力供給手
段）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。

【００３３】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。

【００３４】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、Ｇ_r電源３４、Ｇ_S電源３
２、Ｇ_P電源３０、Ｂ_C電源３８、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。

【００３５】コンピュータ１０（処理手段）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。

【００３６】図４は、Ｂ_Cコイル７９の具体例を示して
いる。図４において、コイルに図示された矢印は、電流
が流れる方向を示している。図４（ａ）には、電線を巻
回して構成したコイルを示しており、このコイルは、Ｂ
_C電源３６から電力供給を受けることによって、静磁場
Ｂ₀と同一方向を有して時間的に変化する磁界を生じ
る。このように、電線を巻回してＢ_Cコイル７９を作製
することにより、磁界印加手段を簡易な構成で実現でき
る。

【００３７】また、図４（ｂ）に示されるＢ_Cコイル７
９（「サーフェス型Ｂ_Cコイル」と称する）は、電線を
巻回して構成したコイルと、コイルの一部に固定され
た、コイルを持つための把持部１００とを有している。
コイルの大きさは、被検査体５０の局所部に装着可能な
程度である。例えば、被検査体５０が人間である場合に
は、コイルの大きさを、人間の頭部の一部に装着可能な
程度にすることが考えられる。

【００３８】もちろん、このサーフェス型Ｂ_Cコイル
は、Ｂ_C電源３６から電力供給を受けることによって、
静磁場Ｂ₀と同一方向を有して時間的に変化する磁界を
発生する。オペレータは、把持部１００を利用して、被
検査体５０の局所部にＢ_Cコイル７９を簡単に装着でき
るので、被検査体５０の検査を行いやすい。なお、Ｂ_C
コイル７９の巻回形状は必ずしも円形でなくても良く、
例えば４角形等の多角形でも良い。

【００３９】さて、この装置の動作を、図６のフローチ
ャートと図５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Ｓ６００において、Ｂ_C磁界を印加しな
い通常の磁気共鳴画像を取得する。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。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、Ｒ
Ｆコイル７０と出力パワーアンプ４２とを接続させ、さ
らに、図５のタイミングチャート（但し、このステップ
Ｓ６００での処理では、Ｂ_C磁界を印加しないので、Ｂ
_Cコイルのタイミングチャートは関係ない）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９０°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Ｇ_S電源３２に起動
信号を与えて、Ｇ_S電源３２に、Ｇ_Sコイル７６への電
力供給をさせる。

【００４０】さらに、Ｇ_P電源３０に起動信号を与え
て、Ｇ_P電源３０に、Ｇ_P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５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）、Ｇ_P電源３
０は、Ｎ回の繰り返し動作によって、徐々に、Ｇ_P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、この繰り返しを、さらにＭ回（Ｍは、例
えば２５６）繰り返す。

【００４１】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に対して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Ｇ_S電源３２に起動信
号を与えて、Ｇ_S電源３２に、Ｇ_Sコイル７６への電力
供給をさせる。

【００４２】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５のタ
イミングチャートに示すように、Ｇ_r電源３４に起動信
号を与えて、Ｇ_r電源３４に、Ｇ_r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、Ｂ_C磁界を印加し
ない被検査体５０の磁気共鳴画像を取得する。

【００４３】次に、ステップＳ６０２において、Ｂ_C磁
界を印加した被検査体５０の磁気共鳴画像を得る。この
処理は、図５に示すような所定のタイミングで、Ｂ_C磁
界を被検査体５０に印加して磁気共鳴画像を得るよう
に、タイミングコントローラ２０が、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Ｓ６００での処理と変わるところがない。なお、
この所定のタイミングとしては、「原子核スピンの励起
時」、「位相エンコード時」、「スピンの反転時」、お
よび、「共鳴信号の検出時」が挙げられ、これらのうち
のいずれかにおいて、Ｂ_C磁界を印加するようにしてお
けばよい。もちろん、磁気共鳴画像の取得中、Ｂ_C磁界
の印加を継続するのも良い。

【００４４】図５では、上記した４種類の所定タイミン
グで、Ｂ_C磁界を被検査体５０に印加するように示して
いるが、実際には、いずれかのタイミングで、Ｂ_C磁界
を被検査体５０に印加すればよいので、説明の都合上、
本ステップＳ６０２では、「スピンの反転時」にのみＢ
_C磁界を印加して被検査体５０の磁気共鳴画像を得るも
のとして説明する。

【００４５】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７
０と出力パワーアンプ４２とを接続させ、さらに、図５
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９０
°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Ｇ_S電源３２に起動信号を与えて、Ｇ_S電
源３２に、Ｇ_Sコイル７６への電力供給をさせる。

【００４６】さらに、Ｇ_P電源３０に起動信号を与え
て、Ｇ_P電源３０に、Ｇ_P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５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）、Ｇ_P電源３
０は、Ｎ回の繰り返し動作によって、徐々に、Ｇ_P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、この繰り返しを、さらにＭ回（Ｍは、例
えば２５６）繰り返す。

【００４７】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に対して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Ｇ_S電源３２に起動信
号を与えて、Ｇ_S電源３２に、Ｇ_Sコイル７６への電力
供給をさせる。そして、同時に、被検査体５０にＢ_C磁
界を印加するために、Ｂ_C電源３８に起動信号を与え
て、Ｂ_C電源３８に、Ｂ _Cコイル７９への電力供給をさ
せる。これにより、スピンの反転時に、被検査体５０に
対して、Ｂ_C磁界が印加されることになる。

【００４８】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５のタ
イミングチャートに示すように、Ｇ_r電源３４に起動信
号を与えて、Ｇ_r電源３４に、Ｇ_r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の磁
気共鳴画像を取得する。

【００４９】本ステップにおける処理では、所定のタイ
ミング、特に、スピンの反転時にのみＢ_C磁界を印加す
るものとしたが、本ステップにおける処理の開始時から
終了時まで、Ｂ_C磁界を印加したままにしておいても良
い。

【００５０】次に、ステップＳ６０４において、コンピ
ュータ１０は、ステップＳ６００の処理で得られた磁気
共鳴画像（画像Ｃと称する）と、ステップＳ６０２の処
理で得られた磁気共鳴画像（画像Ｄ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Ｃと画像Ｄ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）。

【００５１】これにより、同一の被検査体に対して、Ｂ
_C磁界を印加しない画像ＣとＢ_C磁界を印加した画像Ｄ
とが得られることになり、両者を比較することにより、
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。具体的には、２つの画像Ｃ、画像Ｄに
対して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表す画像が得られるこ
とになる。

【００５２】以上説明してきたように、本発明によれ
ば、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、導電率が大きいほ
どＢ_C磁界の影響を受けず共鳴信号の低下を招かないこ
とに着目して、共鳴信号を得るための静磁場と同一方向
を有して時間的に変化する磁界を印加することによっ
て、被検査体のインピーダンス分布画像を得ることが可
能となる。

【００５３】また、共鳴信号を得るための静磁場と同一
方向を有して時間的に変化する磁界を印加して得られた
磁気共鳴画像と、この磁界の印加を行わないで得られた
磁気共鳴画像とを取得し、取得した磁気共鳴画像間で、
引き算、割り算を含む画像処理を行うので、簡易な画像
処理によって、被検査体内のインピーダンス分布画像を
得ることが可能になる。

【００５４】

【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、磁気共鳴画像を取得するために被検査体に印加
する静磁場と同一方向を有して時間的に変化する磁界を
印加するので、被検査体内のインピーダンス分布画像を
得ることが可能になるという効果がある。

【００５５】また、請求項２に係る発明によれば、請求
項１の効果に加えて、前記静磁場と同一方向を有して時
間的に変化する磁界の印加を、原子核スピンの励起時、
位相エンコード時、スピンの反転時、および、共鳴信号
の検出時のいずれかに行うようにしたので、より明確
な、被検査体内のインピーダンス分布画像を得ることが
可能になるという効果がある。

【００５６】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方法において、被検査体
に印加する静磁場と同一方向を有して時間的に変化する
磁界を印加して得られた磁気共鳴画像と、この磁界を印
加を行わないで得られた磁気共鳴画像と間で、引き算、
割り算を含む画像処理を行うので、簡易な画像処理によ
って、被検査体内のインピーダンス分布画像を得ること
が可能になるという効果がある。

【００５７】また、請求項４に係る発明によれば、磁界
印加手段が前記静磁場と同一方向を有して時間的に変化
する磁界を被検査体に印加することによって、被検査体
内のインピーダンス分布画像を得ることが可能になると
いう効果がある。

【００５８】特に、請求項５に係る発明によれば、請求
項４の効果に加えて、磁界印加手段を、前記静磁場と同
一方向を有して時間的に変化する磁界を生じるコイルで
構成したので、磁界印加手段を簡易な構成で実現でき
る。

【００５９】また、請求項６に係る発明によれば、請求
項５の効果に加えて、コイルを、被検査体の局所部に装
着可能としたので、被検査体の検査を行いやすいという
効果がある。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の原理の説明図である。

【図２】本発明の原理の説明図である。

【図３】本発明にかかる装置の構成図である。

【図４】磁界印加手段の構成例を示す説明図である。

【図５】本発明にかかる装置の動作タイミングチャート
である。

【図６】本発明にかかる装置が行う処理を示すフローチ
ャートである。

【符号の説明】

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３０Ｇ_P電源３２Ｇ_S電源３４Ｇ_r電源３６Ｂ₀電源３８Ｂ_C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７０ＲＦコイル７２Ｇ_Pコイル７４Ｇ_rコイル７６Ｇ_Sコイル７８Ｂ₀コイル７９Ｂ_Cコイル１００把持部

Claims

【特許請求の範囲】

【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、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、前記静磁場と同一方向を有して時間的に変化する磁界を
印加して、被検査体内のインピーダンス分布画像を得
る、磁気共鳴画像の取得方法。
【請求項２】請求項１において、前記静磁場と同一方
向を有して時間的に変化する磁界の印加を、原子核スピ
ンの励起時、位相エンコード時、スピンの反転時、およ
び、共鳴信号の検出時のいずれかに行うようにした、磁
気共鳴画像の取得方法。
【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、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、前記静磁場と同一方向を有して時間的に変化する磁界を
印加して得られた磁気共鳴画像と、この磁界の印加を行
わないで得られた磁気共鳴画像とを取得し、取得した磁
気共鳴画像間で、引き算、割り算を含む画像処理を行
う、磁気共鳴画像の処理方法。
【請求項４】被検査体に印加する、ある静磁場を発生
する静磁場発生手段と、該静磁場の方向に対して垂直な
方向を有する高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段
と、前記被検査体内で励起された原子核スピンの共鳴信
号に基づいて磁気共鳴画像を得るための処理を少なくと
も行う処理手段と、を有する装置において、前記被検査体内のインピーダンス分布画像を得るため
に、前記静磁場と同一方向を有して時間的に変化する磁
界を前記被検査体に印加可能な磁界印加手段を備えた、
磁気共鳴画像の取得装置。
【請求項５】請求項４において、前記磁界印加手段
は、前記静磁場と同一方向を有して時間的に変化する磁
界を生じるコイルで構成されてなる、ことを特徴とする
磁気共鳴画像の取得装置。
【請求項６】請求項５において、前記コイルは、被検
査体の局所部に装着可能に構成されてなる、ことを特徴
とする磁気共鳴画像の取得装置。