JPWO2014196525A1

JPWO2014196525A1 - 計測装置及び計測方法

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Publication number: JPWO2014196525A1
Application number: JP2015521454A
Authority: JP
Inventors: 英雄内海; 竜馬小林
Original assignee: Kyushu University NUC
Current assignee: Kyushu University NUC
Priority date: 2013-06-03
Filing date: 2014-06-03
Publication date: 2017-02-23
Also published as: WO2014196525A1; US20160116562A1

Abstract

ＭＲＩ装置（１００）は、所定の静磁場を形成する磁石（１１）と、その静磁場に傾斜磁場を付与する磁場勾配コイル（１３）と、を備え、磁場勾配コイル（１３）は、磁石（１１）から切り離された構造体で、磁石（１１）に対して相対移動可能に構成されている。そして、ＭＲＩ装置（１００）は、磁場勾配コイル（１３）が磁石（１１）に対して相対移動しているときに被験者（１６）のＭＲＩ画像を取得することを特徴とする。

Description

本発明は、核磁気共鳴（ＮＭＲ：Nuclear Magnetic Resonance）信号を取得する、又は、さらに磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）画像を取得する計測装置及び計測方法に関する。

磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という）は、核磁気共鳴現象を利用して被検体における原子核スピンの密度分布、緩和時間分布などを計測し、その計測データに基づき被検体の断面の画像を生成し、表示する装置である。

一般に、被検体の中に含まれる原子核スピンは、均一な静磁場（主磁場）の中では、その主磁場の強さによって定まる周波数（ラーモア周波数）で主磁場の方向を軸として歳差運動を行う。このような状態の原子核スピンに、ラーモア周波数に等しい周波数の高周波の電磁波（ＲＦパルス）が照射されると、原子核スピンは励起され、高いエネルギー状態に遷移する（核磁気共鳴現象）。続いて、この電磁波の照射が打ち切られると、原子核スピンは、それぞれの状態に応じた時定数で、原子核スピンはもとの低いエネルギー状態に戻る。このとき原子核から核磁気共鳴信号が放出される。このＮＭＲ信号は、その周波数に同調した高周波受信コイルで受信される。なお、このＮＭＲ信号は、エコー信号とも呼ばれる。

さらに、ＭＲＩ装置では、主磁場空間に３軸の傾斜磁場が印加される。この傾斜磁場の印加は、検出されるＮＭＲ信号に位置情報を付加する目的で行われ、その傾斜の方向は、スライス方向、エンコード方向、リードアウト方向に対応している。その結果、ＭＲＩ装置は、受信したエコー信号列を２次元フーリエ分析することにより、被検体内部の２次元画像を生成することが可能になる。

ところで、ＭＲＩ装置は、各種医療用の診断装置として盛んに用いられるようになったばかりでなく、さらに新たな展開が図られようとしている。従来の多くのＭＲＩ装置は、静止した状態の被検体のＭＲＩ画像を取得するものであったが、例えば、非特許文献１には、ＴｉｍＣＴ（Continuous Table move）と称する技術で、移動中の被検体のＭＲＩ画像を取得する例が示されている。そのＴｉｍＣＴ技術によれば、被検体を載置したテーブルをＭＲＩ装置の主磁場の中を連続して移動させることにより、患者などの被検体の頭から足までの全身のＭＲＩ画像を得ることができるという。

また、特許文献１には、被検体のＥＳＲ（Electron Spin Resonance）／ＮＭＲ融合型画像を取得することを特徴とする融合型ＭＲＩ装置の例が示されている。特許文献１によれば、その融合型ＭＲＩ装置は、ＥＳＲ用の静磁場を形成する第１の磁石、ＮＭＲ用の静磁場を形成する第２の磁石、及び、前記のＥＳＲ用の静磁場とＮＭＲ用の静磁場との間で被検体を移動させる移動手段を備えている。そして、ＥＳＲ用の静磁場の中で被検体に含まれる電子スピンを励起したうえで、その被検体をＮＭＲ用の静磁場の中へ移動させ、そのＭＲＩ画像を取得する。

このような融合型ＭＲＩ装置では、ＥＳＲ用の静磁場で励起された電子スピンの大きさをＮＭＲ用の静磁場では、いわゆるオーバーハウザー効果によって大きく増幅されたＮＭＲ信号として計測することができる。従って、こうして得られたＮＭＲ信号に基づき生成された被検体のＭＲＩ画像から、ＮＭＲ用の静磁場だけでの通常のＮＭＲ信号に基づき生成された被検体のＭＲＩ画像を差し引くことにより、高感度、高解像度の電子スピン磁気共鳴画像（ＥＳＲＩ）を得ることができる。

さらに、このＥＳＲＩ画像を通常のＮＭＲに基づくＭＲＩ画像に重ね合わせて生成したＥＳＲ／ＮＭＲ融合型画像を表示すれば、電子スピンの強度分布などが被検体の形態画像の中で可視化されたものになる。電子スピンは、生体の中では、その多くが活性酸素など遊離基（フリーラジカル）の不対電子に由来するものであるため、このような融合型ＭＲＩ装置は、多くの生理現象や疾患成因などに密接に関与する遊離基を含むレドックス代謝の状況の可視化に優れた効果を奏する。なお、このような融合型ＭＲＩ装置は、ＯＭＲＩ（オーバーハウザー効果ＭＲＩ）装置、ＰＥＤＲＩ（Proton Electron Double Resonance Imaging）装置、ＲｅＭＩ（Redox Molecular Imaging）装置などと呼ばれている。

特許文献１に開示された融合型ＭＲＩ装置では、電子スピンの強度分布（すなわち、遊離基の分布など）の時間推移を容易に取得可能なように、被検体を搭載した前記移動手段は、ＥＳＲ用の静磁場とＮＭＲ用の静磁場との間で繰り返して反復移動可能なように構成されている。しかしながら、この融合型ＭＲＩ装置では、被検体が停止してからＮＭＲ信号の計測が行われるため、移動手段の移動、停止時には大きな加速度を生じる。このとき、被検体の生体などには大きな負荷がかかる。

特許文献２には、ＥＳＲ用の静磁場を形成する第１の磁石及びＮＭＲ用の静磁場を形成する第２の磁石を所定の円軌道に沿って回転移動させることにより、被検体を停止させたままの状態で、被検体がＥＳＲ用の静磁場及びＮＭＲ用の静磁場の中を繰り返して通過（相対通過）できるように構成された融合型ＭＲＩ装置の例が開示されている。この融合型ＭＲＩ装置では、被検体が停止したままの状態でＮＭＲ信号が計測されるので、生体などの被検体にかかる加速度などの負荷の問題は解決される。

特開２００６−２０４５５１号公報特表２０１１−５２７２２２号公報

諸井貴，"Step up MRI 2010−技術開発最前線：MTI-TimCT-Timを基礎とした最先端撮像技術"，[online]，2010年9月,［平成26年5月23日検索］，インターネット＜URL：http://www.innervision.co.jp/suite/siemens/technote/100966/＞

非特許文献１に示されたＴｉｍＣＴ技術を用いたＭＲＩ装置では、その主磁場の中を、被検体を搭載したテーブルを通過させることにより、例えば、人の全身のＭＲＩ画像を得ることができる。これは、通常のＭＲＩ装置では不可能とされる移動中の被検体の撮像に成功している事例である。しかしながら、そのＭＲＩ装置では、テーブルすなわち被検体を移動させる移動速度が遅いため（この移動速度は、数ｃｍ／秒程度であり、ＮＭＲ信号検出時間に比して十分に遅い）、例えば撮像速度の向上に限界があった。

ここで、撮像時間のさらなる短縮のために被検体の移動速度を速くした場合、人に与える加速度の問題などさまざまな問題の解決をしなければならない。例えば、移動速度が速い場合には、撮像対象部位がＮＭＲの主磁場の均一な領域を通過する時間が短くなるので、原子核スピンの励起からＮＭＲ信号の受信に到るまでの撮像シーケンス時間内に、磁石の磁場均一度の高い領域を通り過ぎてしまうことも想定される。そのような場合には、磁気共鳴信号が乱れ、良好なＭＲＩ画像の取得ができなくなることが考えられる。

また、特許文献２に示された融合型ＭＲＩでは、特許文献１に示された融合型ＭＲＩにおける被検体が受ける加速度の問題は解決されているが、代わりに、傾斜磁場を生成する磁場勾配コイルへの接続給電部の構成が複雑になるという問題と、傾斜磁場コイルと被検体の中心位置を撮像シーケンス中で適切に合わせなければ画像のずれが生じるという問題がある。

磁場勾配コイルは、少なくとも３つの独立したコイルからなり、それぞれのコイルにより、ｘ，ｙ，ｚの３軸方向の傾斜磁場が形成される。そして、その３つの独立したコイルには、給電するための電源ケーブルが少なくとも６本必要となる。特許文献２に示された融合型ＭＲＩでは、磁場勾配コイルは、ＮＭＲ用の静磁場を形成する第２の磁石に固定され、第２の磁石とともに繰り返し同じ方向に回転移動する。従って、電源ケーブルを磁場勾配コイルへ単純に接続すると、電源ケーブルは、磁場勾配コイルの回転とともにねじれてしまう。この電源ケーブルのねじれを防止するためには、磁場勾配コイルへの接続給電部にさまざまな工夫が必要となり、その結果、接続給電部の構成が複雑になる。

そこで、本発明は、被検体又は主磁場（静磁場）を形成する磁石を高速に移動させても良好なＭＲＩ画像を取得することができ、磁場勾配コイルへの接続給電部を簡単な構成で済ませることができ、また、ＭＲＩ撮像のための調整が容易な計測装置及び計測方法を提供すること、を目的とする。

以上の発明の目的は、基本的には、ＮＭＲ用の静磁場（主磁場）を形成する磁石に対して、磁場勾配コイルを相対移動可能な構成にすることによって達成される。すなわち、本発明に係る計測装置は、所定の領域空間に静磁場を形成する磁石と、前記静磁場を形成する磁石に対して相対移動可能に配設されて、前記静磁場に傾斜磁場を付与する磁場勾配コイルと、被検体に含まれる原子核スピンを励起させる高周波信号を照射するとともに、前記原子核スピンによる核磁気共鳴信号を受信する共振コイルと、を備えることを特徴とする。

また、前記計測装置は、前記静磁場が形成された領域空間を前記磁場勾配コイルが相対移動している間に、前記共振コイルを介して前記被検体に前記高周波信号を照射するとともに、前記核磁気共鳴信号を受信し、取得すること、又は、前記取得した核磁気共鳴信号に基づき、前記被検体の磁気共鳴画像を取得することを特徴とする。

本発明によれば、被検体又は主磁場（静磁場）を形成する磁石を高速に移動させてもＭＲＩ画像を取得することができ、磁場勾配コイルへの接続給電部を簡単な構成で済ませることができ、また、ＭＲＩ撮像のための調整が容易になる。なお、発明の構成とその効果との関係については、実施形態の説明の中で詳しく論じる。

本発明の第１の実施形態に係る被験者全身撮像用のＭＲＩ装置の側方からの断面構造の例を模式的に示した図。本発明の第１の実施形態に係る被験者全身撮像用のＭＲＩ装置の前方からの断面構造の例を示した図。本発明の第１の実施形態に係る被験者全身撮像用のＭＲＩ装置の上面図の例を示した図。本発明の第２の実施形態に係るＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置の斜視図の例を模式的に示した図。本発明の第２の実施形態に係るＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置の上面図の例を示した図。本発明の第２の実施形態に係るＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置の側方からの断面構造の例を示した図。本発明の第２の実施形態に係るＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置において、磁場勾配コイルを配置する位置の例を示した図。本発明の第２の実施形態に係るＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置によって取得されたＭＲＩ画像を、従来のＭＲＩ装置によって取得されたＭＲＩ画像と比較して示した図。

以下、本発明の実施形態について、図面を参照して詳細に説明する。

＜第１の実施形態＞
図１は、本発明の第１の実施形態に係る被験者全身撮像用のＭＲＩ装置１００の側方からの断面構造の例を模式的に示した図、図２は、同ＭＲＩ装置１００の前方からの断面構造の例を示した図、図３は、同ＭＲＩ装置１００の上面図の例を示した図である。

図１、図２及び図３に示すように、第１の実施形態に係る被験者全身撮像用のＭＲＩ装置１００は、いわゆるオープン型のＭＲＩ装置である。従って、ＮＭＲ用の主磁場は、互いに上下に離間して略水平に配設された２つの磁石１１で挟まれた空間に形成される。そして、被検体である被験者１６は、テーブル１５に載置された状態で、その主磁場が形成された空間に挿入される。

ここで、上下２つの磁石１１によって形成される主磁場空間の大きさは、テーブル１５及び被験者１６の全体を収容可能な程度十分に大きいものとする。そして、被験者１６は、その体軸方向が上下２つの磁石１１の長尺方向に沿うように主磁場空間の中に挿入される。

また、上下２つの磁石１１と被験者１６とのそれぞれの間には、磁場勾配コイル１３がそれぞれ１つずつ配設される。そして、この上下２つの磁場勾配コイル１３は、互いに固定して連結され、磁石１１の長尺方向（被験者１６の体軸方向）に沿って前後に移動可能に構成される。そして、上下２つ磁場勾配コイル１３に挟まれた空間（被験者１６が挿入される空間）には、原子核スピンの励起からＮＭＲ信号受信までの撮像シーケンスの中で、適宜、ｘ方向、ｙ方向又はｚ方向の傾斜磁場が形成される。

ここで、上下２つの磁場勾配コイル１３を磁石１６の長尺方向に沿って移動させる機構は、例えば、図２及び図３に示すように、下部の磁石１１の両脇の床などに、その長尺方向に沿って設けられた２つの軌道１９上を走行する２つの台車１８によって実現することができる。この場合、上下２つの磁場勾配コイル１３は、２つの台車１８によって強固に支持されるとともに、２つの台車１８の走行とともに前後に移動する。

なお、図１〜図３のいずれにも図示されていないが、被検体（被験者１６）の中に含まれる原子核スピンを励起させる高周波信号（電磁波）を発生するとともに、原子核スピンによる共鳴信号（磁気共鳴信号：ＮＭＲ信号）を受信するための共振コイルが磁場勾配コイル１３に固定して取り付けられている。すなわち、図示しない共振コイルは、磁場勾配コイル１３と一体となって移動する。

続いて、以上のように構成された被験者全身撮像用のＭＲＩ装置１００を用いて、被験者１６の頭から足先までの全身のＭＲＩ画像を取得する手順について説明する。ここで、ＭＲＩ装置１００は、図示しない制御装置を有し、その制御装置は、台車１８すなわち磁場勾配コイル１３を移動させる制御、磁場勾配コイル１３に電流を流し、傾斜磁場を形成する制御、共振コイル（図示省略）から高周波信号を出力するとともに、ＮＭＲ信号を受信する制御などを実行する。

最初に、テーブル１５に載置された被験者１６が上下２つの磁石１１に挟まれた主磁場空間に挿入される。その後、テーブル１５及び被験者１６が静止した状態で被験者１６の全身のＭＲＩ撮像が行われる。このとき、制御装置は、まず、台車１８を駆動して、磁場勾配コイル１３を上下２つの磁石１１に挟まれた主磁場空間の一方の端部（例えば、被験者１６の頭側の端部に寄せる。次に、制御装置は、台車１８に対し、前記主磁場の他方の端部までの一定速度での走行を指令するとともに、磁場勾配コイル１３及び共振コイルに対し、所定の撮像シーケンスに基づく高周波信号の発生、傾斜磁場の発生、ＮＭＲ信号の受信を繰り返し指令する。

すなわち、制御装置は、磁場勾配コイル１３及び共振コイルを均一な主磁場の中で移動させながら所定の撮像シーケンスを繰り返し実施する。従って、制御装置は、その撮像シーケンスが実施されるたびに、磁場勾配コイル１３の中心位置の近傍でスライスされた被験者１６のＭＲＩ画像を取得することができる。

ところで、従来の一般的なＭＲＩ装置では、磁場勾配コイルは、主磁場を形成する磁石と一体的に構成されており、磁場勾配コイルが主磁場を形成する磁石から構造的に切り離され、その磁石に対して独立に移動するような構造は全く想定されていなかった。これは磁場勾配コイルがシム調整と呼ばれる磁場の均一度を向上させる役割も担っているからである。つまり、磁場勾配コイルが主磁場を形成する磁石に対して移動すると、ある相対位置でシム調整をして磁場の均一度を向上させても、相対位置が変われば調整が無効になり再調整が必要になるからである。さらに、ファラデーの電磁誘導の法則によれば、傾斜磁場コイルを貫く磁束が変化すると誘導電流が生じ、その誘導電流がノイズ源となってしまうからでもある。

以上の従来の常識的な考えに対し、本実施形態では、勾配磁場コイル１３を、主磁場を形成する磁石１１とは別体の構造体とし、磁石１１の長尺方向に沿って前後に移動可能なものとしている。すなわち、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、磁石１１及び被験者１６を静止させ、代わりに勾配磁場コイル１３を移動させる構造とすることにより、実質的に移動する（つまり、相対移動する）被験者１６の全身のＭＲＩ画像を取得することが可能な構成となっている。そして、本発明の発明者らの予備的な実験では、勾配磁場コイル１３を高速移動させても実用に耐え得る程度に良好なＭＲＩ画像が得られている。

また、本実施形態では、勾配磁場コイル１３を高速移動させることにより、実質的に被験者１６を高速移動させたときのＭＲＩ画像の取得が可能になるので、被験者１６が受ける加速度の問題も生じない。さらに、本実施形態では、勾配磁場コイル１３は回転しないので、勾配磁場コイル１３に接続する電源ケーブルがねじれる問題も生じない。

また、本実施形態では、原子核スピンの励起からＮＭＲ信号受信までの撮像パラメータを調整し、一度の信号取得時間が数１０ミリ秒以下になるようにしている。従って、勾配磁場コイル１３を、例えば、毎秒数ｍ程度の非常に速い速度で移動させたとしても、ＮＭＲ信号取得は可能であり、実用に耐えうるＭＲＩ画像を得ることが可能になった。

さらに、ＦＯＶの中心位置を定義する傾斜磁場コイル１３が被検体の撮像したい箇所位置の中心と一致させることができるため、感度の高いＦＯＶの中心で、撮像したい箇所を撮像することが出来る。

＜第２の実施形態＞
図４は、本発明の第２の実施形態に係るＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置２００の斜視図の例を模式的に示した図、図５は、同ＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置２００の上面図の例を示した図、図６は、同ＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置２００の側方からの断面構造の例を示した図、図７は、同ＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置２００において、磁場勾配コイルを配置する位置の例を示した図である。なお、このＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置２００は、小動物や人体の一部などにおける活性酸素や遊離基（フリーラジカル）を含むレドックス代謝の研究用に用いられることを想定している。

図４〜図７に示すように、第２の実施形態に係るＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置２００では、上下２つに分離された第１の磁石２１、及び、同様に上下２つに分離された第２の磁石２２は、略水平な上面を有する円柱形状の基台３０の上部に配設される。これら上下２つずつの第１の磁石２１及び第２の磁石２２は、いずれも、円柱形状の基台３０の中心軸と同軸上に配設された回転柱３２に、支持部材（図示省略）を介して、一体的に取り付けられている。従って、回転柱３２が回転すると、第１の磁石２１及び第２の磁石２２は、回転柱３２と一体となって回転する。そのため、第１の磁石２１及び第２の磁石２２上に含まれる点を基台３０上面へ投影すると、その投影点は円の軌跡を描く。

なお、本実施形態では、２つの第１の磁石２１に挟まれた空間には、例えば、０．３Ｔ（テスラ）のＮＭＲ用の静磁場（主磁場）が形成され、２つの第２の磁石２２に挟まれた空間には、例えば、０．０１３ＴのＥＳＲ用の静磁場が形成されるとしている。一般的に、ＮＭＲ用の静磁場としては大きな磁場強度が求められるので、第１の磁石２１は、どうしても大きく重くなるため、回転柱３２に強固に支持される。また、ＥＳＲ用の静磁場では、電子スピンを十分に励起する時間を確保するため、第２の磁石２２の平面形状は、幅を持った「Ｃ」字形状となっている。

また、図７に示されているように、２つの第１の磁石２１の上下の離間距離は、２つの第２の磁石２２の上下の離間距離と略同じである。そして、被検体２６は、２つの第１の磁石２１で挟まれた空間（又は、２つの第２の磁石２２で挟まれた空間でもよい）に、テーブル２５に載置された状態で挿入される。このとき、被検体２６の上部で上側の第１の磁石２１（又は、第２の磁石２２）との間、及び、被検体２６の下部で下側の第１の磁石２１（又は、第２の磁石２２）との間には、それぞれ磁場勾配コイル２３が配設されている。

また、図４及び図６に示されているように、被検体２６を載置したテーブル２５は、支持台３３によって支持され、さらに、支持台３３は、基台３０が据え付けられた床の近傍に据え付けられている。また、上下２つの磁場勾配コイル２３は、連結部材２９により互いに強固に連結されるとともに（図７参照）、テーブル２５の一部又は基台３０の上面に固定されている（図示省略）。

従って、本実施形態では、回転柱３２が回転し、第１の磁石２１及び第２の磁石２２が回転しても、被検体２６及び磁場勾配コイル２３は、静止したままの状態にある。すなわち、本実施形態では、回転柱３２が回転したときには、ＮＭＲ用の静磁場が形成された空間及びＥＳＲ用の静磁場が形成された空間が交互に被検体２６及び磁場勾配コイル２３を横切ることになる。逆にいえば、被検体２６及び磁場勾配コイル２３は、ＮＭＲ用の静磁場が形成された空間及びＥＳＲ用の静磁場が形成された空間の中を次々に移動（相対移動）することになる。

さらに、本実施形態では、ＮＭＲ用共振コイル２７及びＥＳＲ用共振コイル２８は、磁場勾配コイル２３又は連結部材２９に固定されており、従って、ＮＭＲ用共振コイル２７及びＥＳＲ用共振コイル２８は、回転柱３２が回転しても静止している。ここで、ＥＳＲ用共振コイル２８の共振周波数は、ＥＳＲ用の静磁場が０．０１３Ｔの程度のとき３７０ＭＨｚであり、ＮＭＲ用共振コイル２７の共振周波数は、ＮＭＲ用の静磁場が０．３Ｔの程度のとき１２ＭＨｚ程度である。

また、本実施形態では、ユーザの利便性を図るために、被検体２６を載置するテーブル２５は、基台３０の直径方向に移動可能に支持台３３に支持されている。従って、ユーザは、テーブル２５が第１の磁石２１又は第２の磁石２２で挟まれた空間から引き出された状態で被検体２６をテーブル２５上に載置することができ、そのテーブル２５に載置された被検体２６を第１の磁石２１又は第２の磁石２２で挟まれた空間の中へ挿入することができる。

以上のように構成されたＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置２００は、前記したＯＭＲＩ（オーバーハウザー効果ＭＲＩ）装置として用いられる。すなわち、被検体２６に含まれる不対電子の電子スピンは、被検体２６が第２の磁石２２によって形成されたＥＳＲ用の静磁場の中を相対移動している間に、ＥＳＲ用共振コイル２８から照射される高周波信号（電磁波）によって励起される。このとき、その不対電子を含む原子核スピンは、オーバーハウザー効果によって励起される。次に、被検体２６が第１の磁石２１によって形成されたＮＭＲ用の静磁場の中を移動（相対移動）すると、所定のＮＭＲ撮像シーケンスに従ってＮＭＲ用共振コイル２７から高周波信号（電磁波）が被検体２６に照射され、原子核スピンが励起されるとともに、適宜、磁場勾配コイル２３によって傾斜磁場が印加され、ＮＭＲ用共振コイル２７によって被検体２６からのＮＭＲ信号が受信される。

こうして受信されるＮＭＲ信号には、オーバーハウザー効果によって励起された原子核スピンからの共鳴信号も含まれる。従って、そのＮＭＲ信号から生成されるＭＲＩ画像には、オーバーハウザー効果によって励起された原子核スピン、すなわち、不対電子の電子スピンの分布情報などが含まれることになる。すなわち、ＯＭＲI画像が得られる。

なお、ＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置２００は、第１の実施形態の場合と同様に、図示しない制御装置を有している。そして、その制御装置は、回転柱３２すなわち第１の磁石２１及び第２の磁石２２を回転させる制御、第１の磁石２１の回転位置を検知して、磁場勾配コイル１３に電流を流し、傾斜磁場を形成する制御、第１の磁石２１又は第２の磁石の回転位置を検知して、ＮＭＲ共振コイル２７又はＥＳＲ共振コイル２８から高周波信号を出力するとともに、ＮＭＲ信号を受信する制御などを行う。

本実施形態に係るＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置２００は、通常のＭＲＩ装置として利用こともできる。その場合には、第１の磁石２１及び第２の磁石２２の回転を、被検体２６が第１の磁石２１によって形成されるＮＭＲ用の静磁場の略中心に位置する状態で停止さえすればよい。このときには、被検体２６の第１の磁石２１に対して静止した状態でのＭＲＩ画像を得ることができる。

また、本実施形態に係るＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置２００では、第１の磁石２１及び第２の磁石２２が回転している状態でも、通常いうようなＭＲＩ画像を得ることができる。すなわち、被検体２６が第２の磁石２２によって形成されたＥＳＲ用の静磁場の中を相対移動しているときにＥＳＲ用共振コイル２８から高周波信号を照射しないようにすれば、オーバーハウザー効果が生じないので、被検体２６が第１の磁石２１によって形成されたＮＭＲ用の静磁場の中を相対移動している間に通常のＭＲＩ画像を得ることができる。

さらに、本実施形態に係るＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置２００では、不対電子の電子スピンの分布情報などを含む被検体２６のＭＲＩ画像（ＯＭＲＩ画像）と通常の被検体２６のＭＲＩ画像をと比較することにより、不対電子の電子スピンの分布情報を含む被検体２６のＭＲＩ画像を得ることができる。

さらに、以上のようにして得られた不対電子の電子スピンの分布情報だけを含む被検体２６のＭＲＩ画像（ＥＳＲＩ画像）を同じ被検体２６の通常のＭＲＩ画像に重ね合わせて表示した画像は、被検体２６の形態画像でもある通常のＭＲＩ画像上に不対電子の電子スピンの分布情報が表されたものとなる。しかも、本実施形態では、第１の磁石２１及び第２の磁石２２を継続して回転させていれば、不対電子の電子スピンの分布情報が継続して得られるので、不対電子の電子スピン分布の時間推移の可視化が可能となる。この不対電子の電子スピン分布の時間推移は、活性酸素や遊離基（フリーラジカル）の動態を表したものといえるため、これにより、レドックス反応の理解が深められる。

以上のような本実施形態に係るＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置２００は、特許文献２に開示されているＯＭＲI（融合型ＭＲＩ）とほとんど同様の機能を有している。しかしながら、本実施形態では、磁場勾配コイル２３が第１の磁石２１から切り離された別体構造であるため、回転柱３２の回転によって第１の磁石２１及び第２の磁石２２が回転しても、磁場勾配コイル２３は、回転することはなく、被検体２６とともに静止している。

従って、本実施形態では、磁場勾配コイル２３が回転しないので、磁場勾配コイル２３へ接続する電源ケーブルがねじれることはない。そのため、磁場勾配コイル２３への電源ケーブルの接続給電部は、簡単な構成で済ませることができる。すなわち、本実施形態により、特許文献２に開示されたＯＭＲIにおける生じる問題が解決される。

また、第１の実施形態の説明でも触れたように、磁場勾配コイル２３が第１の磁石２１から切り離された別体構造は、従来の常識的な考えからは導出できるものではない。その理由は、前記したように、第１の磁石２１により形成されるＮＭＲ用の静磁場の均一性の確保が困難と思われるからである。しかしながら、本発明の発明者らは、以上の常識的な考えに捉われずに、磁場勾配コイル２３を第１の磁石２１から切り離した別体の構造体としたものを試作したところ、実用に耐えうる良好なＭＲＩ画像及びＯＭＲＩ画像が得られた。

また、本実施形態では、第１の磁石２１が回転するときの静止した被検体２６に対する相対速度は、１〜２ｍ／秒である。これは、レドックス代謝の研究では、可能な限り短い間隔（例えば、１〜２秒間隔）で電子スピンの強度分布（すなわち、活性酸素や遊離基の分布）の時間推移画像を取得することが求められているからである。

ここで、第１の磁石２１が回転するときの被検体２６に対する相対速度を１〜２ｍ／秒とし、第１の磁石２１によって形成されるＮＭＲ用静磁場の均一領域の長さが１０ｃｍとすると、原子核スピンの励起からＭＲＩ信号取得までの撮像シーケンスは、数１０ミリ秒のうちに完了しなければならない。撮像シーケンスが従来のスピンエコー法やグラディエントエコー法などでは時間が掛かり過ぎ、その撮像シーケンスが完了する前に被検体２６は、ＮＭＲ用静磁場の均一領域から出てしまう。

図８は、本発明の第２の実施形態に係るＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置２００によって取得されたＭＲＩ画像を、従来のＭＲＩ装置によって取得されたＭＲＩ画像と比較して示した図である。図８において、左側の画像は、被検体２６として用いた豚足の写真である。また、中央の画像は、ＮＭＲ用静磁場が１．５Ｔの一般的なＭＲＩ装置によって取得された豚足のＭＲＩ画像である。また、右側の画像は、本実施形態に係るＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置２００（ＮＭＲ用静磁場の強度：０．３Ｔ、被検体２６及び磁場勾配コイル２３の相対移動速度：１ｍ／秒）によって取得された豚足のＭＲＩ画像である。

図８からわかるように、本実施形態に係るＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置２００でも、概ね実用に耐えうる程度に良好なＭＲＩ画像が得られていることが分かる。

以上の通り、第２の実施形態に係るＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置２００では、第１の磁石２２を、静止した被検体２６及び磁場勾配コイル２３に対して高速で移動させても、被検体２６の良好なＭＲＩ画像を取得することができる。また、磁場勾配コイル２３が静止しているため、磁場勾配コイル２３への接続給電部を簡単な構成で済ませることができる。また、撮像シーケンス中で、磁場勾配コイル２３と被検体２６との相対位置が変化しないので、とくに撮像タイミングを調整する必要なしに、ＦＯＶの中心で被検体を撮像することが出来るようになる。

なお、以上に説明した第２の実施形態に係るＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置２００が被検体２６のＭＲＩ画像又はＯＭＲI画像を取得せずとも、単に、ＮＭＲ信号又はオーバーハウザー効果などのＤＮＰ（Dynamic Nuclear Polarization）効果を含んだＮＭＲ信号を取得し、分析する計測装置として用いることが可能なことは明らかである。

１１磁石
１３磁場勾配コイル
１５テーブル
１６被験者（被検体）
１８台車
１９軌道
１００ＭＲＩ装置
２００ＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置（ＭＲＩ装置）
２１第１の磁石
２２第２の磁石
２３磁場勾配コイル
２５テーブル
２６被検体
２７ＮＭＲ用共振コイル
２８ＥＳＲ用共振コイル
２９連結部材
３０基台
３２回転柱
３３支持台
１００ＭＲＩ装置
２００ＥＳＲ／ＮＭＲ融合型ＭＲＩ装置

Claims

所定の領域空間に静磁場を形成する磁石と、
前記静磁場を形成する磁石に対して相対移動可能に配設されて、前記静磁場に傾斜磁場を付与する磁場勾配コイルと、
被検体に含まれる原子核スピンを励起させる高周波信号を照射するとともに、前記原子核スピンによる核磁気共鳴信号を受信する共振コイルと、
を備えること
を特徴とする計測装置。
請求項１に記載の計測装置において、
前記静磁場が形成された領域空間を前記磁場勾配コイルが相対移動している間に、前記共振コイルを介して前記被検体に前記高周波信号を照射するとともに、前記核磁気共鳴信号を受信し、取得すること
を特徴とする計測装置。
請求項２に記載の計測装置において、
前記取得した核磁気共鳴信号に基づき、さらに、前記被検体の磁気共鳴画像を生成すること
を特徴とする計測装置。
請求項１に記載の計測装置において、
前記静磁場が形成された領域空間に近隣する第２の領域空間に前記静磁場と異なる第２の静磁場を形成する第２の磁石をさらに備え、
前記磁場勾配コイルは、前記磁石及び前記第２の磁石の両方に対して相対移動可能に配設され、
前記第２の静磁場が形成された第２の領域空間を前記磁場勾配コイルが相対移動している間に、前記共振コイルを介して前記被検体に含まれる電子スピンを励起する高周波信号を照射し、
前記静磁場が形成された領域空間を前記磁場勾配コイルが相対移動している間に、前記共振コイルを介して前記被検体に含まれる原子核スピンを励起する高周波信号を前記被検体に照射するとともに、前記核磁気共鳴信号を受信し、取得すること
を特徴とする計測装置。
請求項４に記載の計測装置において、
前記取得した核磁気共鳴信号に基づき、さらに、前記被検体の磁気共鳴画像を生成すること
を特徴とする計測装置。
請求項４に記載の計測装置において、
前記磁場勾配コイルは、円柱状の基台に固定して配設され、
前記磁石及び前記第２の磁石は、前記円柱状の基台の円形上面の周縁部に沿って回動可能に配設され、
前記磁場勾配コイルは、前記磁石及び前記第２の磁石が前記円柱状の基台の円形上面の周縁部に沿って回動するとき、前記磁石及び前記第２の磁石それぞれによってそれぞれ形成される前記静磁場及び前記第２の静磁場の中を相対的に移動すること
を特徴とする計測装置。
所定の領域空間に静磁場を形成する磁石と、
前記静磁場を形成する磁石に対して相対移動可能に配設されて、前記静磁場に傾斜磁場を付与する磁場勾配コイルと、
被検体に含まれる原子核スピンを励起させる高周波信号を照射するとともに、前記原子核スピンによる核磁気共鳴信号を受信する共振コイルと、
を少なくとも備えた計測装置によって行われる計測方法において、
前記計測装置は、
前記静磁場が形成された領域空間を前記磁場勾配コイルが相対移動している間に、前記共振コイルを介して前記被検体に前記高周波信号を照射するとともに、前記核磁気共鳴信号を受信し、取得すること
を特徴とする計測方法。
請求項７に記載の計測方法において、
前記計測装置は、前記取得した核磁気共鳴信号に基づき、さらに、前記被検体の磁気共鳴画像を生成すること
を特徴とする計測方法。
請求項７に記載の計測方法において、
前記計測装置は、前記静磁場が形成された領域空間に近隣する第２の領域空間に前記静磁場と異なる第２の静磁場を形成する第２の磁石をさらに備え、
前記磁場勾配コイルは、前記磁石及び前記第２の磁石の両方に対して相対移動可能に配設され、
前記計測装置は、
前記第２の静磁場が形成された第２の領域空間を前記磁場勾配コイルが相対移動している間に、前記共振コイルを介して前記被検体に含まれる電子スピンを励起する高周波信号を前記被検体に照射し、
前記静磁場が形成された領域空間を前記磁場勾配コイルが相対移動している間に、前記共振コイルを介して前記被検体に含まれる原子核スピンを励起する高周波信号を前記被検体に照射するとともに、前記核磁気共鳴信号を受信し、取得すること
を特徴とする計測方法。
請求項９に記載の計測方法において、
前記計測装置は、前記取得した核磁気共鳴信号に基づき、さらに、前記被検体の磁気共鳴画像を生成すること
を特徴とする計測方法。
請求項９に記載の計測方法において、
前記磁場勾配コイルは、円柱状の基台に固定して配設され、
前記磁石及び前記第２の磁石は、前記円柱状の基台の円形上面の周縁部に沿って回動可能に配設され、
前記磁場勾配コイルは、前記磁石及び前記第２の磁石が前記円柱状の基台の円形上面の周縁部に沿って回動するとき、前記磁石及び前記第２の磁石それぞれによってそれぞれ形成される前記静磁場及び前記第２の静磁場の中を相対的に移動すること
を特徴とする計測方法。