JPWO2019138575A1 - Ｍｒｉ装置用電子ファントム及びその制御方法 - Google Patents

Abstract

被検体としてＭＲＩ装置の検出部に位置させるＭＲＩ装置用電子ファントムである。ＭＲＩ装置により印加される高周波磁場を受信して検出する受信コイルと、ＭＲＩ装置により印加される三軸傾斜磁場を検出する非シールド型三軸勾配磁場コイルと、受信コイルで検出された高周波磁場と、非シールド型三軸勾配磁場コイルにより検出された三軸傾斜磁場とに基づいて、ＭＲＩシミュレーションを実行してＭＲＩ疑似信号を出力するＭＲＩシミュレータと、ＭＲＩシミュレータから出力されたＭＲＩ疑似信号に基づく高周波磁場信号をＭＲＩ装置に送信する送信コイルとを有する。ＭＲＩ装置の更なる安定性や、メーカーの枠を超えたデータの定量性・互換性を確保するのに適している。

Description

本発明はＭＲＩ装置用電子ファントム及びその制御方法に関する。

ＮＭＲ／ＭＲＩ計測の基準となる標準試料はファントムと呼ばれる。通常は、密封した容器に様々な物質を内包させて、人体の内部組成や構造を模擬した基準ファントムとする。

基準ファントムとしては、例えば、密閉した容器内に脂肪プロトンと水プロトンが１：１の割合で含まれたファントム（特許文献１参照）や、密閉した容器内に放射性同位体及び水素原子核を内在するファントム（特許文献２参照）、長方形容器内に、アクリル板を格子状に組み合わせた格子部を設け、塩化ニッケル水溶液で満たしたファントム（特許文献３参照）等が知られている。近年では、ＤＷＩ(Diffusion Weighted Imaging)や、ＭＲＳ（Magnetic Resonance Spectroscopy）、ＣＥＳＴ（Chemical Exchange Saturation Transfer）に対応したファントムもある。

このような基準ファントムをＮＭＲ／ＭＲＩ装置の検出器内において被検体とする。基準ファントムを計測し、信号値あるいは被写体サイズを数値化することで、ＮＭＲ／ＭＲＩ装置の状態を知ることが可能であり、ＮＭＲ／ＭＲＩ装置の出荷検査や定期検査に用いられる。

特開２０１０−０５１３３５号公報 特開２０１３−２４０５８５号公報 特開２００９−１９５４８１号公報

従来の基準ファントムは、様々な施設で用いられることが前提となっているため、非常に単純な構造であり、超複雑系である人体などの生命体を模しているとは言えない。定期的なＭＲＩ装置の検査では、基準ファントムのような標準試料と共に、実際に生きた人間が標準の被検体となって、ＭＲＩ装置の安定性の確認が行われている。

近年、特定の地域や集団に属する人々を対象に、長期間にわたってその人々の健康状態と生活習慣や環境の状態など様々な要因との関係を調査するコホート研究が注目されている。このようなコホート研究では、ＭＲＩ装置の更なる安定性や、メーカーの枠を超えたデータの定量性・互換性を確保しようとする大規模な試みが行われている。

この場合、従来の単純な構造の基準ファントムでは評価値に限界があり、長期間にわたって同一の人間が多施設を跨いで被検者となって評価基準となることも難しい。

本発明の目的は、広く普及しているＭＲＩ装置の更なる安定性や、メーカーの枠を超えた被験体データの定量性・互換性を確保するのに適したＭＲＩ装置用電子ファントム及びその制御方法を提供することにある。

本発明の他の目的は、ＭＲＩ装置の新たな撮像パルスシークエンスの研究開発に活用することができるＭＲＩ装置用電子ファントム及びそ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装置用電子ファントムは、被検体としてＭＲＩ装置の検出部に位置させるＭＲＩ装置用電子ファントムであって、前記ＭＲＩ装置により印加される高周波磁場を受信して検出する受信コイルと、前記ＭＲＩ装置により印加される三軸傾斜磁場を検出する非シールド型三軸勾配磁場コイルと、前記受信コイルで検出された前記高周波磁場と、前記非シールド型三軸勾配磁場コイルにより検出された前記三軸傾斜磁場とに基づいて、ＭＲＩシミュレーションを実行してＭＲＩ疑似信号を出力するＭＲＩシミュレータと、前記ＭＲＩシミュレータから出力された前記ＭＲＩ疑似信号に基づく高周波磁場信号を前記ＭＲＩ装置に送信する送信コイルとを有することを特徴とする。

上述したＭＲＩ装置用電子ファントムにおいて、前記受信コイルと前記送信コイルは、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装置用電子ファントムにおいて、前記ＭＲＩ装置の前記検出部に位置させるための被検体模型を更に有し、前記被験体模型に、前記送受信コイルと、前記非シールド型三軸勾配磁場コイルとが搭載されていてもよい。

上述したＭＲＩ装置用電子ファントムにおいて、前記受信コイル、前記送信コイル又は前記送受信コイルは、前記被験体の複数の部分に対応する複数のコイルを有し、前記受信コイル又は前記送受信コイルの前記複数のコイルは、前記被験体の前記複数の部分に印加される前記ＭＲＩ装置の高周波磁場を検出し、前記送受信コイル又は前記送信コイルの前記複数のコイルは、前記被験体の前記複数の部分からの高周波磁場信号を前記ＭＲＩ装置に送信するようにしてもよい。

上述したＭＲＩ装置用電子ファントムにおいて、前記ＭＲＩシミュレータにより出力されるＭＲＩ疑似信号を記憶するストレージを更に有し、前記送信コイルは、前記ストレージに記憶された前記ＭＲＩ疑似信号に基づく高周波磁場信号を前記ＭＲＩ装置に送信するようにしてもよい。

本発明の一態様によるＭＲＩ装置用電子ファントムの制御方法は、被検体としてＭＲＩ装置の検出部に位置させるＭＲＩ装置用電子ファントムの制御方法であって、前記ＭＲＩ装置により印加される高周波磁場を受信コイルにより受信して検出し、前記ＭＲＩ装置により印加される三軸傾斜磁場を非シールド型三軸勾配磁場コイルにより検出し、前記受信コイルで検出された前記高周波磁場と、前記非シールド型三軸勾配磁場コイルにより検出された前記三軸傾斜磁場とに基づいて、ＭＲＩシミュレータによりＭＲＩシミュレーションを実行してＭＲＩ疑似信号を出力し、前記ＭＲＩシミュレータから出力された前記ＭＲＩ疑似信号に基づく高周波磁場信号を送信コイルにより前記ＭＲＩ装置に送信することを特徴とする。

本発明の他の態様によるＭＲＩ装置用電子ファントムの制御方法は、被検体としてＭＲＩ装置の検出部に位置させるＭＲＩ装置用電子ファントムの制御方法であって、前記ＭＲＩ装置により印加される高周波磁場を受信コイルにより検出し、前記ＭＲＩ装置により印加される三軸傾斜磁場を非シールド型三軸勾配磁場コイルにより受信して検出し、前記受信コイルで検出された前記高周波磁場と、前記非シールド型三軸勾配磁場コイルにより検出された前記三軸傾斜磁場とに基づいて、ＭＲＩシミュレータによりＭＲＩシミュレーションを実行してＭＲＩ疑似信号を出力し、前記ＭＲＩシミュレータにより出力されるＭＲＩ疑似信号をストレージに記憶することを特徴とする。

本発明の更に他の態様によるＭＲＩ装置用電子ファントムの制御方法は、被検体としてＭＲＩ装置の検出部に位置させるＭＲＩ装置用電子ファントムの制御方法であって、前記ＭＲＩ装置により印加される高周波磁場を受信コイルにより検出し、前記ＭＲＩ装置により印加される三軸傾斜磁場を非シールド型三軸勾配磁場コイルにより受信して検出し、前記受信コイルで検出された前記高周波磁場と、前記非シールド型三軸勾配磁場コイルにより検出された前記三軸傾斜磁場をストレージに記憶することを特徴とする。

上述したＭＲＩ装置用電子ファントムの制御方法において、前記ストレージに記憶された前記高周波磁場と、前記三軸傾斜磁場とに基づいて、ＭＲＩシミュレータによりＭＲＩシミュレーションを実行してＭＲＩ疑似信号を出力し、前記ＭＲＩシミュレータにより出力されるＭＲＩ疑似信号を前記ストレージに記憶するようにしてもよい。

上述したＭＲＩ装置用電子ファントムの制御方法において、前記ＭＲＩ装置により印加される高周波磁場を受信コイルにより検出し、前記ＭＲＩ装置により印加される三軸傾斜磁場を非シールド型三軸勾配磁場コイルにより受信して検出し、前記受信コイルで検出された前記高周波磁場と前記非シールド型三軸勾配磁場コイルにより検出された前記三軸傾斜磁場とに同期して、前記ストレージに記憶された前記ＭＲＩ疑似信号に基づく高周波磁場信号を送信コイルにより前記ＭＲＩ装置に送信するようにしてもよい。

上述したＭＲＩ装置用電子ファントムの制御方法において、前記受信コイルと前記送信コイルは、送信と受信を兼ねた送受信コイルでもよい。

以上の通り、本発明によれば、ＭＲＩ装置により印加される高周波磁場を受信して検出する受信コイルと、ＭＲＩ装置により印加される三軸傾斜磁場を検出する非シールド型三軸勾配磁場コイルと、受信コイルで検出された高周波磁場と、非シールド型三軸勾配磁場コイルにより検出された三軸傾斜磁場とに基づいて、ＭＲＩシミュレーションを実行してＭＲＩ疑似信号を出力するＭＲＩシミュレータと、ＭＲＩシミュレータから出力されたＭＲＩ疑似信号に基づく高周波磁場信号をＭＲＩ装置に送信する送信コイルとを有するようにしたので、広く普及しているＭＲＩ装置の更なる安定性や、メーカーの枠を超えた被験体データの定量性・互換性を確保することができる。

本発明の第１実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムを使用する水平磁場式ＭＲＩ装置の概略を示す図である。 本発明の第１実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムを水平磁場式ＭＲＩ装置の被験体として使用した状態を示す図である。 本発明の第１実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムの概略を示す図である。 本発明の第１実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムの位相式高周波送信／受信コイルを示す図である。 本発明の第１実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムの非シールド型三軸勾配磁場コイルを示す図（その１）である。 本発明の第１実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムの非シールド型三軸勾配磁場コイルを示す図（その２）である。 本発明の第１実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムの非シールド型三軸勾配磁場コイルを示す図（その３）である。 本発明の第１実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムのファントム制御部の実時間モードでの構成を示す図である。 本発明の第１実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムの動作によって取り込まれたパルスシークエンスを示すグラフである。 本発明の第１実施形態の第１変形例によるＭＲＩ装置用電子ファントムのファントム制御部の録音モードでの構成を示す図である。 本発明の第１実施形態の第１変形例によるＭＲＩ装置用電子ファントムの動作によって取り込まれたパルスシークエンスを示すテーブル（その１）である。 本発明の第１実施形態の第１変形例によるＭＲＩ装置用電子ファントムの動作によって取り込まれたパルスシークエンスを示すテーブル（その２）である。 本発明の第１実施形態の第１変形例によるＭＲＩ装置用電子ファントムのファントム制御部の再生モードでの構成を示す図である。 本発明の第１実施形態の第２変形例によるＭＲＩ装置用電子ファントムの人形型模型を水平磁場式ＭＲＩ装置の被験体として使用した状態を示す図である。 本発明の第２実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムを使用する垂直磁場式ＭＲＩ装置の概略を示す図である。 本発明の第２実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムを垂直磁場式ＭＲＩ装置の被験体として使用した状態を示す図である。 本発明の第２実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムの概略を示す図である。 本発明の第２実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムの位相式高周波送信／受信コイルを示す図である。 本発明の第２実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムの非シールド型三軸勾配磁場コイルを示す図（その１）である。 本発明の第２実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムの非シールド型三軸勾配磁場コイルを示す図（その２）である。 本発明の第２実施形態の第１変形例によるＭＲＩ装置用電子ファントムの人形型模型を垂直磁場式ＭＲＩ装置の被験体として使用した状態を示す図である。

［第１実施形態］
本発明の第１実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムについて図面を用いて説明する。

（水平磁場式ＭＲＩ装置）
本実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムを使用する水平磁場式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、強磁場中の被験者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、位置情報の弁別に利用される。

本実施形態における水平磁場式ＭＲＩ装置１２には、図１に示すように、水平方向、すなわち、被験者１０の体軸の方向に静磁場Ｂ０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、被験体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、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し、磁気共鳴により生じた電磁波を受信するＲＦ送信／受信コイル１８が設けられている。

ＲＦ送信／受信コイル１８内の検査位置に被験者１０を移動させるための患者テーブル２０が設けられている。被験者１０は、患者テーブル２０に載せられて、ＭＲＩ装置１２の検査位置に移動する。

水平磁場式ＭＲＩ装置１２には、更に、ＭＲＩ装置を制御するためのＭＲＩ装置制御部２２と、ＭＲＩ画像等を表示するためのモニタ２４が設けられている。

（ＭＲＩ装置用電子ファントム）
本実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントム３０の概要について図２及び図３を用いて説明する。図２は本実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムを水平磁場式ＭＲＩ装置の被験体として使用した状態を示す図であり、図３は本実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムの概略を示す図である。

本実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントム３０は、図２に示すように、水平磁場式ＭＲＩ装置１２の検査位置に被験体として位置させるための被検体模型３２と、被検体模型３２に接続され、ＭＲＩ装置用電子ファントムを制御するための電子ファントム制御部６０と、電子ファントム制御部６０に接続され、ＭＲＩ画像等を表示するためのモニタ３ ４とを有している。

被験体模型３２は、水平磁場式ＭＲＩ装置１２の検査位置に載置できる大きさである必要がある。被験体模型３２には、ＭＲＩ撮像するために、水平磁場式ＭＲＩ装置１２の検査位置に載置する必要のある最小限の構成を搭載する。

図２の実施形態では、被験体模型３２に、水平磁場式ＭＲＩ装置１２からの高周波信号を受信し、水平磁場式ＭＲＩ装置１２に高周波信号を送信するための位相式高周波送信／受信コイル４０と、水平磁場式ＭＲＩ装置１２からの勾配磁場を検出するための非シールド型三軸勾配磁場コイル５０とを搭載する。

被験体模型３２に搭載された位相式高周波送信／受信コイル４０と非シールド型三軸勾配磁場コイル５０は、水平磁場式ＭＲＩ装置１２の検査位置に位置することができ、計測装置のプローブのように機能する。

ＭＲＩ装置用電子ファントム３０のそれ以外の構成は、電子ファントム制御部６０に搭載する。

被験体模型３２に搭載された位相式高周波送信／受信コイル４０と、非シールド型三軸勾配磁場コイル５０は、電子ファントム制御部６０の入出力端６０ａ、６０ｂにそれぞれ接続されている。

ＭＲＩ装置用電子ファントム３０は、水平磁場式ＭＲＩ装置１２と同期して動作させたり、絶対的な時計に同期して動作させたりする必要がある。このため、電子ファントム制御部６０の基準クロック入力端６０ｃには切換スイッチ３６が接続されている。切換スイッチ３６は、ＭＲＩ装置制御部２２のクロック信号を出力するクロック出力端２２ａと、ＧＰＳ信号を受信するＧＰＳアンテナ３７が接続されている。

切換スイッチ３６により、ＭＲＩ装置制御部２２のクロック信号と、ＧＰＳアンテナ３７からのＧＰＳ（Global Positioning System）クロック信号とを切換えて、ＭＲＩ装置用電子ファントム３０の基準クロックとして、電子ファントム制御部６０に入力する。

ＧＰＳクロック信号は，安価であるが非常に高安定精度であることが知られている。

本実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントム３０の構成について図３を用いて説明する。図３はＭＲＩ装置用電子ファントム３０のみを取り出して図示したものである。

被験体模型３２には、位相式高周波送信／受信コイル４０と非シールド型三軸勾配磁場コイル５０を搭載する。非シールド型三軸勾配磁場コイル５０内には液体ファントム３８が設けられている。

液体ファントム３８は、円筒形の容器内部に塩化ニッケル水溶液等の液体が封入されたものである。例えば、後述の録音モードの直前において、水平磁場式ＭＲＩ装置１２のＭＲＩパルスシーケンスが正常に動作するか確認するため、撮像中心に液体ファントム３８を位置させて使用する。例えば、設定した高周波励起パルスの強度によって、ＭＲＩパルスシーケンスが正常に動作するかを確認する。

液体ファントム３８は、上述の確認調整後に取り除く。ただし、意図的にＭＲＩ装置用電子ファントム３０と液体ファントム３８を組み合わせて、多重化された被写体情報を表現することは可能である。

位相式高周波送信／受信コイル４０からは、ＸＺ高周波信号、ＹＺ高周波信号、ｘＺ高周波信号、ｙＺ高周波信号、Ｘｚ高周波信号、Ｙｚ高周波信号、ｘｚ高周波信号、ｙｚ高周波信号が、電子ファントム制御部６０に入出力される。

ＸＺ高周波信号は、位置ＸＺで入出力される信号成分である。ＹＺ高周波信号は、位置ＹＺで入出力される信号成分である。ｘＺ高周波信号は、位置ｘＺで入出力される信号成分である。ｙＺ高周波信号は、位置ｙＺで入出力される信号成分である。Ｘｚ高周波信号は、位置Ｘｚで入出力される信号成分である。Ｙｚ高周波信号は、位置Ｙｚで入出力される信号成分である。ｘｚ高周波信号は、位置ｘｚで入出力される信号成分である。ｙｚ高周波信号は、位置ｙｚで入出力される信号成分である。なお、位置ＸＺ、位置ＹＺ、…の意味については、後述の図４（ａ）を参照されたい。

電子ファントム制御部６０には、操作者が操作するためのキーボード・マウス６２と、ＭＲＩシミュレーションを実行するＭＲＩシミュレータ６４とそれに使用する数理ファントム６５と、電子ファントム制御部６０全体を制御するための制御用ＰＣ６６と、ＭＲＩシミュレータ６４のシミュレーション結果を実時間で出力させるための実時間タイミングバッファ６８と、高周波信号を送受信するための高周波送受信機７０と、高周波信号を入出力するための高周波入出力部７２と、勾配磁場信号を入力するための勾配磁場用入力部７４とが設けられている。各部の詳細については後述する。

（位相式高周波送信／受信コイル）
本実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントム３０の位相式高周波送信／受信コイル４０について図４を用いて説明する。

位相式高周波送信／受信コイル４０は次の２つの機能を有している。ひとつは、水平磁場式ＭＲＩ装置１２からＭＲＩ装置用電子ファントム３０に印加される励起パルスである高周波励起信号を受信して、波形及び強度を検出する機能である。もうひとつは、ＭＲＩシミュレーションの結果として生成されたＭＲＩ高周波疑似信号を水平磁場式ＭＲＩ装置１２に送信する機能である。同じコイルで２つの機能を実現している。なお、２つの機能を実現するために別々のコイルを設けてもよい。

図４（ａ）に、被験者１０に対する撮像座標系における方向の表現を示す。

被験者１０の中心に対する上下の方向をＺ軸とし、頭のある方が上（superior）で大文字の「Ｚ」で表し、足のある方が下（inferior）で小文字の「ｚ」で表す。

被験者１０の中心に対する左右の方向をＸ軸とし、観測者である医師が被験者１０を足の方から見て右の方が右（right）で大文字の「Ｘ」で表し、左の方が左（left）で小文字の「ｘ」で表す。

被験者１０の中心に対する前後の方向をＹ軸とし、背部が向いている方が後ろ（posterior）で大文字の「Ｙ」で表し、顔が向いている方が前（anterior）で小文字の「ｙ」で表す。

本実施形態では、位相式高周波送信／受信コイル４０として、図４（ｂ）に示すように配置された８個のＲＦコイルを用いている。８個のＲＦコイルにより、被験者１０の各側に受信される励起パルスである高周波励起信号を受信すると共に、被験者１０の各側から発信されるとシミュレーションされたＭＲＩ疑似高周波信号を発信する。

被験者１０の各側は、図４（ａ）に示すＸＹＺ座標系（右手系）により規定される。

８個のＲＦコイルにより、次のように、被験者１０の各側部位に受信される励起パルスである高周波励起信号を受信する。

ＲＦコイル４０ＸＺは、被験者１０を見てＸＺ側（右（right）上（superior）側）に印加される高周波励起信号ＸＺを受信する。

ＲＦコイル４０ＹＺは、被験者１０を見てＹＺ側（後ろ（posterior）上（superior）側）に印加される高周波励起信号ＹＺを受信する。

ＲＦコイル４０ｘＺは、被験者１０を見てｘＺ側（左（left）上（superior）側）に印加される高周波励起信号ｘＺを受信する。

ＲＦコイル４０ｙＺは、被験者１０を見てｙＺ側（前（anterior）上（superior）側）に印加される高周波励起信号ｙＺを受信する。

ＲＦコイル４０Ｘｚは、被験者１０を見てＸｚ側（右（right）下（inferior）側）に印加される高周波励起信号Ｘｚを受信する。

ＲＦコイル４０Ｙｚは、被験者１０を見てＹｚ側（後ろ（posterior）下（inferior）側）に印加される高周波励起信号Ｙｚを受信する。

ＲＦコイル４０ｘｚは、被験者１０を見てｘｚ側（左（left）下（inferior）側）に印加される高周波励起信号ｘｚを受信する。

ＲＦコイル４０ｙｚは、被験者１０を見てｙｚ側（前（anterior）下（inferior）側）に印加される高周波励起信号ｙｚを受信する。

８個のＲＦコイルにより、次のように、被験者１０を見て各側部位から発信されるとシミュレーションされたＭＲＩ疑似高周波信号を送信する。

ＲＦコイル４０ＸＺは、被験者１０を見てＸＺ側（右（right）上（superior）側）から発信されるとシミュレーションされたＭＲＩ疑似高周波信号ＸＺを送信する。

ＲＦコイル４０ＹＺは、被験者１０を見てＹＺ側（後ろ（posterior）上（superior）側）から発信されるとシミュレーションされたＭＲＩ疑似高周波信号ＹＺを送信する。

ＲＦコイル４０ｘＺは、被験者１０を見てｘＺ側（左（left）上（superior）側）から発信されるとシミュレーションされたＭＲＩ疑似高周波信号ｘＺを送信する。

ＲＦコイル４０ｙＺは、被験者１０を見てｙＺ側（前（anterior）上（superior）側）から発信されるとシミュレーションされたＭＲＩ疑似高周波信号ｙＺを送信する。

ＲＦコイル４０Ｘｚは、被験者１０を見てＸｚ側（右（right）下（inferior）側）から発信されるとシミュレーションされたＭＲＩ疑似高周波信号Ｘｚを送信する。

ＲＦコイル４０Ｙｚは、被験者１０を見てＹｚ側（後ろ（posterior）下（inferior）側）から発信されるとシミュレーションされたＭＲＩ疑似高周波信号Ｙｚを送信する。

ＲＦコイル４０ｘｚは、被験者１０を見てｘｚ側（左（left）下（inferior）側）から発信されるとシミュレーションされたＭＲＩ疑似高周波信号ｘｚを送信する。

ＲＦコイル４０ｙｚは、被験者１０を見てｙｚ側（前（anterior）下（inferior）側）から発信されるとシミュレーションされたＭＲＩ疑似高周波信号ｙｚを送信する。

図４（ｃ）に、８個のＲＦコイル４０ＸＺ〜４０ｙｚの構造を示す。ＲＦコイル４０ＸＺ〜４０ｙｚは、ＬＣ共振型コイル４０ａであり、ＬＣ共振型コイル４０ａには同軸ケーブル４０ｂが接続されている。

本実施形態では、位相式高周波送信／受信コイル４０を、図４（ｂ）に示すように配置された８個のＲＦコイルにより構成したが、ＲＦコイルの形状と個数と配置は、これに限定されない。ＲＦコイルはひとつでもよいし、８個以上、例えば、６４個でもよい。被験者１０のどの側から、どの程度の空間分解能でＭＲＩ疑似信号を発信させるかの仕様に応じ、ＭＲＩシミュレータ６４の処理能力も勘案して、ＲＦコイルの形状と個数と配置を決定する。

（非シールド型三軸勾配磁場コイル）
本実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントム３０の非シールド型三軸勾配磁場コイル５０について図５乃至図７を用いて説明する。

非シールド型三軸勾配磁場コイル５０は、水平磁場式ＭＲＩ装置１２からＭＲＩ装置用電子ファントム３０に印加される三軸傾斜磁場をそれぞれ選択的に検出するコイルである。

図５は非シールド型三軸勾配磁場コイル５０のパターンの一例を示し、図６は非シールド型三軸勾配磁場コイル５０を構成する各コイルを示し、図７は非シールド型三軸勾配磁場コイル５０を示す。

図５（ａ）はＺ軸傾斜磁場を検出するためのＺ軸勾配磁場コイル５０ＰＧＺのパターンである。このパターンを矢印方向に巻回して筒状にすると図６（ａ）に示すＺ軸勾配磁場コイル５０ＰＧＺとなる。

図５（ｂ）はＹ軸傾斜磁場を検出するためのＹ軸勾配磁場コイル５０ＰＧＹのパターンである。このパターンを矢印方向に巻回して筒状にすると図６（ｂ）に示すＹ軸勾配磁場コイル５０ＰＧＹとなる。

図５（ｃ）はＸ軸傾斜磁場を検出するためのＸ軸勾配磁場コイル５０ＰＧＸのパターンである。このパターンを矢印方向に巻回して筒状にすると図６（ｃ）に示すＸ軸勾配磁場コイル５０ＰＧＸとなる。

図６（ａ）に示す筒状のＺ軸勾配磁場コイル５０ＰＧＺは、直径を２Ｒとして、２つのコイル間の距離は√３Ｒである。

図６（ｂ）に示す筒状のＹ軸勾配磁場コイル５０ＰＧＹは、直径を２Ｒとして、長さ２．１３Ｒの筒状コイルを、０．７８Ｒの距離を隔てて並べて構成されている。筒状コイルは２つのコイルから構成され、各コイルの中心角は１２０度である。

図６（ｃ）に示す筒状のＸ軸勾配磁場コイル５０ＰＧＸは、直径を２Ｒとして、長さ２．１３Ｒの筒状コイルを、０．７８Ｒの距離を隔てて並べて構成されている。筒状コイルは２つのコイルから構成されている。

図７に示すように、３つの筒状のＺ軸勾配磁場コイル５０ＰＧＺと、Ｙ軸勾配磁場コイル５０ＰＧＹと、Ｘ軸勾配磁場コイル５０ＰＧＸとを重ね合わせて非シールド型三軸勾配磁場コイル５０を構成する。図７（ａ）は非シールド型三軸勾配磁場コイル５０の内部構成を示し、図７（ｂ）は非シールド型三軸勾配磁場コイル５０の外観を示し、図７（ｃ）は非シールド型三軸勾配磁場コイル５０の断面を示す。

図７に示すように、本実施形態では、非シールド型三軸勾配磁場コイル５０の最外周が軸勾配磁場コイル５０ＰＧＺであり、その内側がＹ軸勾配磁場コイル５０ＰＧＹであり、その内側がＸ軸勾配磁場コイル５０ＰＧＸである。

なお、３つの筒状のＺ軸勾配磁場コイル５０ＰＧＺと、Ｙ軸勾配磁場コイル５０ＰＧＹと、Ｘ軸勾配磁場コイル５０ＰＧＸとは、どのような順番で重ね合わせてもよい。

（電子ファントム制御部：実時間モード）
本実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントム３０の電子ファントム制御部６０について図８を用いて説明する。

図８に示す電子ファントム制御部６０は、位相式高周波送信／受信コイル４０と非シールド型三軸勾配磁場コイル５０により検出した水平磁場式ＭＲＩ装置１２からの信号に基づいて、数理ファントム６５に応じてＭＲＩシミュレータ６４によりシミュレーションし、そのシミュレーション結果に基づくＭＲＩ高周波疑似信号を、位相式高周波送信／受信コイル４０から水平磁場式ＭＲＩ装置１２に送信する。

所定の数理ファントムを用意することにより、水平磁場式ＭＲＩ装置１２からみれば、所定の数理ファントムに基づく実際の人体の一部をＭＲＩ撮像するように動作させることができる。

本実施形態の電子ファントム制御部６０では、これらの処理をすべて実時間で行う。

（基準クロック）
ＧＰＳ／基準クロック部８０は、電子ファントム制御部６０全体の基準となるクロック信号を生成する。ＧＰＳ／基準クロック部８０からのクロック信号は、電子ファントム制御部６０を構成する各回路に入力される。

ＧＰＳ／基準クロック部８０のクロック信号は、ＭＲＩ装置制御部２２から分配することによる同期生成が得られない場合、ＧＰＳアンテナ３７から得られたＧＰＳクロック信号に同期させて、絶対的な時間に合わせる。

カウンタ８２は、ＧＰＳ／基準クロック部８０からのクロック信号をカウントして、ＭＲＩシミュレーションの時間軸を生成する。

カウンタ８２により生成された時間軸は、パルスシーケンスオブジェクト８４に出力される。

（勾配磁場波形の抽出）
非シールド型三軸勾配磁場コイル５０からの、ファラデイの電磁誘導法則によって検出された磁束Φの時間変化である電圧信号−ｄΦ／ｄｔ、すなわち、Ｘ軸勾配磁場信号ＰＧＸ、Ｙ軸勾配磁場信号ＰＧＹ、Ｚ軸勾配磁場信号ＰＧＺは、勾配磁場用入力部７４に入力される。

非シールド型三軸勾配磁場コイル１５０の、Ｚ軸勾配磁場コイル１５１ＰＧＺはＺ軸傾斜磁場を選択的に検出し、Ｙ軸勾配磁場コイル１５２ＰＧＹはＹ軸傾斜磁場を選択的に検出し、Ｘ軸勾配磁場コイル１５３ＰＧＸはＸ軸傾斜磁場を選択的に検出する。

勾配磁場用入力部７４に入力されたＸ軸勾配磁場信号ＰＧＸ、Ｙ軸勾配磁場信号ＰＧＹ、Ｚ軸勾配磁場信号ＰＧＺは、それぞれ、ＰＧＸ用ＡＤコンバータ８６ｘ、ＰＧＹ用ＡＤコンバータ８６ｙ、ＰＧＺ用ＡＤコンバータ８６ｚにより、アナログ信号からデジタル信号に変換される。

ＰＧＸ用ＡＤコンバータ８６ｘ、ＰＧＹ用ＡＤコンバータ８６ｙ、ＰＧＺ用ＡＤコンバータ８６ｚによりデジタル信号に変換された、Ｘ軸勾配磁場信号ＰＧＸ、Ｙ軸勾配磁場信号ＰＧＹ、Ｚ軸勾配磁場信号ＰＧＺは、三軸傾斜磁場それぞれの時間変化に等しい。三軸傾斜磁場の印加波形を元通りに再現するために、積分ロジック部８８により、それぞれ時間軸で積分する。

積分ロジック部８８により積分されたＸ軸勾配磁場信号ＰＧＸ、Ｙ軸勾配磁場信号ＰＧＹ、Ｚ軸勾配磁場信号ＰＧＺは、ノイズフィルタ９０により時間遅れがないように雑音が除去される。

積分バイアス検出部９２は、積分されたＸ軸勾配磁場信号ＰＧＸ、Ｙ軸勾配磁場信号ＰＧＹ、Ｚ軸勾配磁場信号ＰＧＺに必要なバイアス値を検出する。バイアス値は、外部から手動補正値の入力が可能である。

バイアス値を補正することによって、三軸傾斜磁場の波形を高精度に再現することができる。バイアス値を補正しない場合は、傾斜磁場が印加されていない状況で電圧信号−ｄΦ／ｄｔ≠０と微小な誤差が生じたときに傾斜磁場が印加され続けていると誤認してしまうことになる。

傾斜磁場波形抽出・表示部９４は、積分されたＸ軸勾配磁場信号ＰＧＸ、Ｙ軸勾配磁場信号ＰＧＹ、Ｚ軸勾配磁場信号ＰＧＺに基づいて、水平磁場式ＭＲＩ装置１２の三軸傾斜磁場コイル１６から印加された三軸傾斜磁場を抽出し、表示する。

傾斜磁場波形抽出・表示部９４により抽出された水平磁場式ＭＲＩ装置１２の三軸傾斜磁場は、パルスシーケンスオブジェクト８４に出力される。

（高周波励起パルスの抽出）
ＲＦコイル４０ＸＺからの高周波励起信号ＸＺ、ＲＦコイル４０ＹＺからの高周波励起信号ＹＺ、ＲＦコイル４０ｘＺからの高周波励起信号ｘＺ、ＲＦコイル４０ｙＺからの高周波励起信号ｙＺ、ＲＦコイル４０Ｘｚからの高周波励起信号Ｘｚ、ＲＦコイル４０Ｙｚからの高周波励起信号Ｙｚ、ＲＦコイル４０ｘｚからの高周波励起信号ｘｚ、ＲＦコイル４０ｙｚからの高周波励起信号ｙｚは、高周波入出力部７２に入力される。

これら高周波励起信号ＸＺ〜ｙｚは、８個のＬＮＡ（低雑音）増幅器９６により増幅されて高周波送受信機７０に入力される。

高周波送受信機７０により受信された高周波励起信号ＸＺ〜ｙｚは、検波され、ＮＭＲ／ＭＲＩの回転座標系での１ＭＨｚ以下の信号となり、受信ノイズフィルタ９８に入力される。受信ノイズフィルタ９８は、高周波励起信号ＸＺ〜ｙｚのノイズを時間遅れがないように除去する。

受信ノイズフィルタ９８によりノイズが除去された高周波励起信号ＸＺ〜ｙｚは、励起パルス抽出部１００に入力される。励起パルス抽出部１００は、ノイズが除去された高周波励起信号ＸＺ〜ｙｚからそれぞれの励起パルスを抽出する。

励起パルス抽出部１００により抽出された高周波励起信号ＸＺ〜ｙｚの励起パルスは、励起パルス振幅／位相検出部１０２に入力される。励起パルス振幅／位相検出部１０２は、高周波励起信号ＸＺ〜ｙｚの励起パルスの振幅と位相を検出する。

励起パルス振幅／位相検出部１０２により検出された高周波励起信号ＸＺ〜ｙｚの励起パルスの振幅と位相は、パルスシーケンスオブジェクト８４に出力される。

励起パルス振幅／位相検出部１０２では、高周波励起信号ＸＺ〜ｙｚの励起パルスを解析し、単一の高周波回転磁場ＴＸ（励起パルスの振幅と位相情報を含む）のベクトル成分であるＴＸＩ（実部）とＴＸＱ（虚部）を決定し、パルスシーケンスオブジェクト８４に出力する。

（水平磁場式ＭＲＩ装置のパルスシーケンスオブジェクトの取得）
図８に示す電子ファントム制御部６０では、上述したように、カウンタ８２により生成された時間軸と、傾斜磁場波形抽出・表示部９４により抽出された水平磁場式ＭＲＩ装置１２の三軸傾斜磁場と、励起パルス振幅／位相検出部１０２により検出された水平磁場式ＭＲＩ装置１２の高周波励起信号ＸＺ〜ｙｚの励起パルスの振幅と位相及びＴＸＩ（実部）とＴＸＱ（虚部）とが、パルスシーケンスオブジェクト８４に入力される。

これにより、水平磁場式ＭＲＩ装置１２のパルスシーケンスを正確に取得し、パルスシーケンスオブジェクト８４に出力することができたことになる。

図９にパルスシーケンスオブジェクトの一例を示す。パルスシーケンスオブジェクトとして、高周波励起信号の実部である高周波実部信号ＴＸＩ（ｔ）、高周波励起信号の虚部である高周波実部信号ＴＸＱ（ｔ）、三軸傾斜磁場信号であるＸ軸傾斜磁場信号ＧＸ（ｔ）、Ｙ軸傾斜磁場信号ＧＹ（ｔ）、Ｚ軸傾斜磁場信号ＧＺ（ｔ）が示されている。「Ｔ」は磁束密度の単位のテスラ（Ｔｅｓｌａ）である。

図９は一般的にＭＲＩに必要なパルスを示しているが、通常必要とされる、データ取り込みのトリガのパルスタイミングは、本実施形態では知り得ないので明示されていない。

画像再構成は，ＭＲＩ装置側で行うことを基本としている。一方、深層学習などの技術を使い、データ取り込みのトリガ位置を推定して、画像再構成を行うことも可能である。

（ＭＲＩシミュレーション）
図８に示す電子ファントム制御部６０では、取得した水平磁場式ＭＲＩ装置１２のパルスシーケンスオブジェクト８４を、ストレージ１０４に一旦記憶するのではなく、ＭＲＩシミュレーションを実行するＭＲＩシミュレータ６４に実時間で入力する。

ＭＲＩシミュレータ６４は、入力されたパルスシーケンスに応じて、数理ファントム６５に基づいてシミュレーションを行う。

制御用ＰＣ６６は、ＭＲＩシミュレータ６４に対して、例えば、次のような制御、設定、補正を行う。
（ａ）同期クロック及びカウンタをリセットする。
（ｂ）ＭＲＩシミュレータの動作モードを指示する。
（ｃ）三軸傾斜磁場の感度及び積分バイアスを調整する。
（ｄ）電子ファントムのＲＦコイルの配置情報をＭＲＩシミュレータに入力する。
（ｅ）高周波磁場検出の為の受信ゲインを調整する。
（ｆ）数理ファントム（ＮＭＲ核種、成人頭部、血流時間変化あり、等々）を選択する。
（ｇ）ＭＲＩシミュレータに、静磁場分布Ｂ０、高周波磁場分布ＴＸの情報を予め入力する。
（ｈ）計測されたＴＸＩ、ＴＸＱを、ＭＲＩシミュレータで使えるように自動／手動で計数値を入力し、単位［μＴ］を付与する。
（ｉ）計測されたＧＸ、ＧＹ、ＧＺを、ＭＲＩシミュレータで使えるように自動／手動で計数値を入力し、単位［ｍＴ／ｍ］を付与する。
（ｊ）送信するシミュレーョン結果のゲインをチャネル毎に自動／手動で調節し、ＭＲＩ装置側で適正な画像が得られる信号強度にする。

ＭＲＩシミュレータ６４からのシミュレーション結果は、被験者１０の各側から発信されるとシミュレーションされたＭＲＩ疑似高周波信号として出力される。

（ＭＲＩシミュレータ）
図８に示す電子ファントム制御部６０のＭＲＩシミュレータ６４としては、Ｂｌｏｃｈ方程式などを用いて、所定のパルスシーケンスに基づいてＮＭＲ／ＭＲＩシミュレーションしてＭＲＩ疑似信号を出力するものであればよい。実時間以上の高速化のために、ＭＰＵ（Micro Processing Ｕnit）だけでなく、ＧＰＧＰＵ（General Purpose Graphic Processor Unit）を使用する場合が多く、インターネット上のクラウドコンピュータを使用する場合もある。

例えば、次のようなＭＲＩシミュレータがある。
（１）日本の筑波大学のグループから提案されたＭＲＩシミュレータ
特開２０１７−１４０１６５号公報
Ryoichi Kose, Katsumi Kose, A GPU-optimized fast 3D MRI simulator for experimentally compatible pulse sequences, Journal of Magnetic Resonance, 281 (2017), 51-65
（２）フランスのリヨン大学のグループから提案されたＭＲＩシミュレータ：SIMRI
Benoit-Cattin H, Collewet G, Belaroussi B, Saint-Jalmes H, Odet C., The SIMRI project: a versatile and interactive MRI simulator, Journal of Magnetic Resonance, 173(1) (2005 Mar.), 97-115
（３）ドイツのユーリッヒ研究所のグループから提案されたＭＲＩシミュレータ：JEMRIS
Tony Stocker, Kaveh Vahedipour, Daniel Pflugfelder, N. Jon Shah, High-Performance Computing MRI Simulations, Magnetic Resonance of Medicine, 64 (2010), 186-193
（４）ギリシャの大学のグループから提案されたＭＲＩシミュレータ：MRISIMUL
Xanthis CG, VenetisIE, Chalkias AV, AletrasAH., A GPU-based parallel approach to MRI simulations, IEEE Trans Med Imaging, 33(3) (2014 Mar), 607-17
（５）米国のウィスコンシン大学のグループから提案されたＭＲＩシミュレータ：MRiLab
F Liu, JV Velikina, WF Block, R Kijowski, AA Samsonov, Fast Realistic MRI Simulations Based on Generalized Multi-Pool Exchange Tissue Model, IEEE transactions on Medical Imaging, 36(2) (2017), 527-537
（６）米国のスタンフォード大学のグループから提案されたＭＲＩシミュレーションの統合開発環境：SpinBench
W.R. Overall, J.M. Pauly, SpinBench: An Extensible, Graphical Environment for Pulse Sequence Design and Simulation, Electrical Engineering, Stanford University, Stanford, CA, United States
上記の各文献に記載された全内容は参照により本明細書に組み込まれる。

（ＭＲＩシミュレーションの出力）
ＭＲＩシミュレータ６４のシミュレーション結果であるＭＲＩ疑似信号は実時間タイミングバッファ６８に出力される。実時間タイミングバッファ６８は、ＭＲＩシミュレータ６４からのシミュレーション結果のＭＲＩ疑似信号ＸＺ〜ｙｚをバッファリングし、ＧＰＳ／基準クロック部８０からの基準クロック信号に同期して高周波送受信機７０に出力する。ここで、ＭＲＩ疑似信号は，ＭＲＩ疑似高周波信号に変換される。

高周波送受信機７０から出力された、被験者１０の各側のＭＲＩ疑似高周波信号ＸＺ〜ｙｚは、ＰＡ増幅器１０６により増幅され、高周波入出力部７２により、ＲＦコイルＸＺ〜ｙｚに出力される。

ＭＲＩ装置用電子ファントム３０のＲＦコイルＸＺ〜ｙｚは、ＭＲＩシミュレータ６４のシミュレーション結果に基づくＭＲＩ高周波疑似信号を、位相式高周波送信／受信コイル４０から水平磁場式ＭＲＩ装置１２に送信する。

これにより、水平磁場式ＭＲＩ装置１２からみれば、所定の数理ファントムに基づく、例えば、実際の人体の一部をＭＲＩ撮像する動作を、仮想現実的に経験することができる。

本実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムを使用することにより、多数のＭＲＩ装置の評価を基準化することができ、メーカーの枠を超えた被験体データの定量性・互換性を確保することができる。

［第１実施形態の第１変形例］
本実施形態の電子ファントム制御部６０では、位相式高周波送信／受信コイル４０と非シールド型三軸勾配磁場コイル５０により水平磁場式ＭＲＩ装置１２の信号を検出する処理Ａと、数理ファントム６５に基づきＭＲＩシミュレータ６４によりシミュレーションする処理Ｂと、位相式高周波送信／受信コイル４０によりＭＲＩ疑似信号を水平磁場式ＭＲＩ装置１２に送信する処理Ｃとをすべて同時に実時間で行っている。数理ファントム６５に応じたＭＲＩシミュレータ６４によるシミュレーションの速度が、水平磁場式ＭＲＩ装置１２の処理の速度に対して充分に高速で処理できるからである。

しかしながら、数理ファントム６５に応じたＭＲＩシミュレータ６４によるシミュレーションの速度が、水平磁場式ＭＲＩ装置１２の処理の速度に対して充分に高速でない場合には、上記の処理Ａ、処理Ｂ、処理Ｃを実時間で行うことができない。

本実施形態の第１変形例では、上記のような場合を想定して、処理Ａ、処理Ｂ、処理Ｃを同時に実時間で行わない。本実施形態の第１変形例では、処理Ａと処理Ｂとを実時間で行うモード（録音モード）と、処理Ａと処理Ｃとを行うモード（再生モード）を設け、これらモードを別々に行う。

（録音モード）
本実施形態の第１変形例の録音モードを図１０乃至図１２を用いて説明する。本実施形態の第１の変形例の録音モードにおけるＭＲＩ装置用電子ファントム３０の電子ファントム制御部６０を図１０に示す。

（基準クロック）
本実施形態の実時間モードと同様である。

ＧＰＳ／基準クロック部８０は、電子ファントム制御部６０全体の基準となるクロック信号を生成する。カウンタ８２は、ＧＰＳ／基準クロック部８０からのクロック信号をカウントして、ＭＲＩシミュレーションの時間軸を生成する。カウンタ８２により生成された時間軸は、パルスシーケンスオブジェクト８４に出力される。

（勾配磁場波形の抽出）
本実施形態の実時間モードと同様である。

非シールド型三軸勾配磁場コイル５０からのＸ軸勾配磁場信号ＰＧＸ、Ｙ軸勾配磁場信号ＰＧＹ、Ｚ軸勾配磁場信号ＰＧＺは、勾配磁場用入力部７４に入力される。

勾配磁場用入力部７４に入力されたＸ軸勾配磁場信号ＰＧＸ、Ｙ軸勾配磁場信号ＰＧＹ、Ｚ軸勾配磁場信号ＰＧＺは、ＰＧＸ用ＡＤコンバータ８６ｘ、ＰＧＹ用ＡＤコンバータ８６ｙ、ＰＧＺ用ＡＤコンバータ８６ｚにより、アナログ信号からデジタル信号に変換される。

ＰＧＸ用ＡＤコンバータ８６ｘ、ＰＧＹ用ＡＤコンバータ８６ｙ、ＰＧＺ用ＡＤコンバータ８６ｚによりデジタル信号に変換された、Ｘ軸勾配磁場信号ＰＧＸ、Ｙ軸勾配磁場信号ＰＧＹ、Ｚ軸勾配磁場信号ＰＧＺは、積分ロジック部８８、ノイズフィルタ９０、積分バイアス検出部９２を経て、傾斜磁場波形抽出・表示部９４に入力される。

傾斜磁場波形抽出・表示部９４は、積分されたＸ軸勾配磁場信号ＰＧＸ、Ｙ軸勾配磁場信号ＰＧＹ、Ｚ軸勾配磁場信号ＰＧＺに基づいて、水平磁場式ＭＲＩ装置１２の三軸傾斜磁場コイル１６から印加された三軸傾斜磁場を抽出する。

傾斜磁場波形抽出・表示部９４により抽出された水平磁場式ＭＲＩ装置１２の三軸傾斜磁場は、パルスシーケンスオブジェクト８４に出力される。

（高周波励起パルスの抽出）
本実施形態の実時間モードと同様である。

ＲＦコイル４０ＸＺからの高周波励起信号ＸＺ、ＲＦコイル４０ＹＺからの高周波励起信号ＹＺ、ＲＦコイル４０ｘＺからの高周波励起信号ｘＺ、ＲＦコイル４０ｙＺからの高周波励起信号ｙＺ、ＲＦコイル４０Ｘｚからの高周波励起信号Ｘｚ、ＲＦコイル４０Ｙｚからの高周波励起信号Ｙｚ、ＲＦコイル４０ｘｚからの高周波励起信号ｘｚ、ＲＦコイル４０ｙｚからの高周波励起信号ｙｚは、高周波入出力部７２に入力される。

これら高周波励起信号ＸＺ〜ｙｚは、ＬＮＡ（低雑音）増幅器９６、高周波送受信機７０、受信ノイズフィルタ９８を経て、励起パルス抽出部１００に入力される。

励起パルス抽出部１００は、ノイズが除去された高周波励起信号ＸＺ〜ｙｚからそれぞれの励起パルスを抽出する。励起パルス振幅／位相検出部１０２は、高周波励起信号ＸＺ〜ｙｚの励起パルスの振幅と位相を検出する。

励起パルス振幅／位相検出部１０２により検出された高周波励起信号ＸＺ〜ｙｚの励起パルスの振幅と位相は、パルスシーケンスオブジェクト８４に出力される。

励起パルス振幅／位相検出部１０２では、高周波励起信号ＸＺ〜ｙｚの励起パルスを解析し、単一の高周波回転磁場ＴＸ（励起パルスの振幅と位相情報を含む）のベクトル成分であるＴＸＩ（実部）とＴＸＱ（虚部）を決定し、パルスシーケンスオブジェクト８４に出力する
（水平磁場式ＭＲＩ装置のパルスシーケンスオブジェクトの取得）
図１０に示す電子ファントム制御部６０では、本実施形態の実時間モードと同様に、カウンタ８２により生成された時間軸と、傾斜磁場波形抽出・表示部９２により抽出された水平磁場式ＭＲＩ装置１２の三軸傾斜磁場と、励起パルス振幅／位相検出部１０２により検出された水平磁場式ＭＲＩ装置１２の高周波励起信号ＸＺ〜ｙｚの励起パルスの振幅と位相及びＴＸＩとＴＸＱとが、パルスシーケンスオブジェクト８４に入力される。

（ＭＲＩシミュレーション）
図１０に示す電子ファントム制御部６０では、取得した水平磁場式ＭＲＩ装置１２のパルスシーケンスオブジェクト８４を、ＭＲＩシミュレーションを実行するＭＲＩシミュレータ６４に入力すると共に、ストレージ１０４に記憶する。後述する再生モードのためである。

ＭＲＩシミュレータ６４は、入力されたパルスシーケンスに応じて、数理ファントム６５に基づいてシミュレーションを行う。

本実施形態の第１変形例の録音モードでは、ＭＲＩシミュレータ６４のシミュレーションを超高速に実時間で行う必要はない。ＭＲＩシミュレータ６４の処理能力に応じたシミュレーションを行う。パルスシーケンスオブジェクト８４の出力側と、ＭＲＩシミュレータ６４の入力側に、大きなデータバッファ（図示せず）を設け、ＭＲＩシミュレータ６４の処理の遅れを吸収する。

ＭＲＩシミュレータ６４からのシミュレーション結果は、被験者１０の各側から発信されるとシミュレーションされたＭＲＩ疑似信号として出力され、ストレージ１０４に記憶される。

（ストレージ）
本実施形態の第１変形例の録音モードでは、水平磁場式ＭＲＩ装置１２のパルスシーケンスと、ＭＲＩシミュレータ６４のＭＲＩ疑似信号とが、ストレージ１０４に記憶される。

図１１に示すように、水平磁場式ＭＲＩ装置１２のパルスシーケンスとして、各時刻に対する、励起ＲＦ信号の実部である高周波実部信号ＴＸＩ（ｔ）、励起ＲＦ信号の虚部である高周波実部信号ＴＸＱ（ｔ）、三軸傾斜磁場信号であるＸ軸傾斜磁場信号ＧＸ（ｔ）、Ｙ軸傾斜磁場信号ＧＹ（ｔ）、Ｚ軸傾斜磁場信号ＧＺ（ｔ）が、ストレージ１０４に記憶される。

同様に、ＭＲＩシミュレータ６４のＭＲＩ疑似信号として、各時刻に対する、ＭＲＩ疑似信号ＸＺ（#1_I/Q）、ＭＲＩ疑似信号ＹＺ（#2_I/Q）、ＭＲＩ疑似信号ｘＺ（#3_I/Q）、ＭＲＩ疑似信号ｙＺ（#4_I/Q）、ＭＲＩ疑似信号Ｘｚ（#5_I/Q）、ＭＲＩ疑似信号Ｙｚ（#6_I/Q）、ＭＲＩ疑似信号ｘｚ（#7_I/Q）、ＭＲＩ疑似信号ｙｚ（#8_I/Q）が、ストレージ１０４に記憶される。

図１２に、ストレージ１０４に記憶されたデータ例を示す。

時刻１０μｓ〜９０μｓの三軸傾斜磁場信号ＧＸ〜ＧＺと、時刻１１０μｓ〜１６０μｓの励起パルスの実部信号ＴＸＩ、虚部信号ＴＸＱに応じて、時刻１２０μｓ〜２００μｓにＭＲＩ疑似信号ＸＺ〜ｙｚが出力されている。

図１２で示されるパルスシーケンスは、三軸傾斜磁場信号ＧＸ／ＧＹ／ＧＺが同時かつひと山の三角波のように印加されたのち、励起パルスの実部信号ＴＸＩによって９０度パルスが印加されて、＃１にＦＩＤ（自由誘導減衰）信号が発生するまでを示している。

（録音モードの変形例）
本実施形態の第１変形例の録音モードでは、上述したように、処理Ａと処理Ｂとを実時間で行う。ＭＲＩシミュレータ６４の処理の遅れは、パルスシーケンスオブジェクト８４の出力側と、ＭＲＩシミュレータ６４の入力側に、大きなデータバッファ（図示せず）を設けることにより吸収している。

しかしながら、ＭＲＩシミュレータ６４の処理速度によっては、処理の遅れをデータバッファ（図示せず）により吸収できず、処理Ａと処理Ｂを同時期に準実時間で行うことが困難である場合がある。

そのような場合には録音モードをふたつのモードに分けて別々に実行する。

最初に、位相式高周波送信／受信コイル４０と非シールド型三軸勾配磁場コイル５０により水平磁場式ＭＲＩ装置１２の信号を検出する処理Ａのみを実行し、水平磁場式ＭＲＩ装置１２のパルスシーケンスをストレージ１０４に記憶する。

次に、ストレージ１０４に記憶されたパルスシーケンスを用いて、数理ファントム６５に基づきＭＲＩシミュレータ６４によりシミュレーションする処理Ｂを実行する。ＭＲＩシミュレータ６４からのシミュレーション結果は、被験者１０の各側から発信されるとシミュレーションされたＭＲＩ疑似信号として出力され、録音されたパルスシーケンスと同期してストレージ１０４に記憶される。

このようにして、録音モードの変形例においても、本実施形態の第１変形例の録音モードと同様に、最終的には、水平磁場式ＭＲＩ装置１２のパルスシーケンスと、ＭＲＩシミュレータ６４のＭＲＩ疑似信号とが、ストレージ１０４に記憶される。

（再生モード）
本実施形態の第１変形例の再生モードについて図１３を用いて説明する。本実施形態の第１の変形例の再生モードにおけるＭＲＩ装置用電子ファントム３０の電子ファントム制御部６０を図１３に示す。

（水平磁場式ＭＲＩ装置のパルスシーケンスオブジェクトの取得）
図１３に示す電子ファントム制御部６０では、図１０に示す本実施形態の録音モードと同様に、カウンタ８２により生成された時間軸と、傾斜磁場波形抽出・表示部９２により抽出された水平磁場式ＭＲＩ装置１２の三軸傾斜磁場と、励起パルス振幅／位相検出部１０２により検出された水平磁場式ＭＲＩ装置１２の高周波励起信号ＸＺ〜ｙｚの励起パルスの振幅と位相とが、パルスシーケンスオブジェクト８４に入力される。

上述したように、事前の録音モードにおいて、ＭＲＩシミュレータ６４によるＭＲＩシミュレーションは予め実行されており、ＭＲＩ擬似信号はストレージ１０４に記憶されている。ＭＲＩシミュレーションのためにパルスシーケンスを取得する必要はない。

しかしながら、再生モードでは、撮像動作しているＭＲＩ装置１２に対して仮想現実的にＭＲＩ信号を送信するために、ストレージ１０４に記憶されたＭＲＩ擬似信号をパルスシーケンスに同期して、ＭＲＩシミュレータ６４から実時間タイミングバッファ６８に出力する必要がある。このための同期タイミングとしてＭＲＩパルスシーケンスの実時間での検出が必要である。

図１２に示すパルスシーケンスの開始時刻は計測開始毎に一定しないので、再生モードでの超高速ＭＲＩシミュレータ６４においては、実時間で入力されるパルスシーケンスＴＸＩ、ＴＸＱ、ＧＸ、ＧＹ、ＧＺを監視しながら、対応するシミュレーション結果である、ストレージ１０４に記憶されたＭＲＩ擬似信号をパルスシーケンスに同期して連続的に出力する。

例えば、パルスシーケンスＴＸＩ（実部）とＴＸＱ（虚部）の時間変化波形をタイミングとして、再生モード実行中の時間ジッターによる揺らぎを適宜補正することも有効である。

ＧＰＳ／基準クロック部８０はＭＲＩ装置に同期されているもしくは充分に高安定精度であるため、録音モードと再生モードでの実行速度の差は無いか、可能な限り低減されている。

録音モード，再生モードに使用される水平磁場式ＭＲＩ装置１２のパルスシーケンスは完全に同一である必要がある。

（ＭＲＩシミュレーションの出力）
本実施形態の実時間モードと基本的に同様である。

パルスシーケンスオブジェクト８４からのパルスシーケンスに同期して、ストレージ１０４に記憶されたシミュレーション結果であるＭＲＩ疑似信号が、実時間タイミングバッファ６８に出力される。

実時間タイミングバッファ６８は、ＭＲＩシミュレータ６４からのシミュレーション結果のＭＲＩ疑似信号ＸＺ〜ｙｚをバッファリングし、ＧＰＳ／基準クロック部８０からの基準クロック信号に同期して高周波送受信機７０に出力する。ここで、ＭＲＩ疑似信号は，ＭＲＩ疑似高周波信号に変換される。

高周波送受信機７０から出力された、被験者１０の各側のＭＲＩ疑似高周波信号ＸＺ〜ｙｚは、ＰＡ増幅器１０６により増幅され、高周波入出力部７２により、ＲＦコイルＸＺ〜ｙｚに出力される。

ＭＲＩ装置用電子ファントム３０のＲＦコイルＸＺ〜ｙｚは、ＭＲＩシミュレータ６４のシミュレーション結果に基づくＭＲＩ高周波疑似信号を、位相式高周波送信／受信コイル４０から水平磁場式ＭＲＩ装置１２に送信する。

本実施形態の第１変形例では、再生モードにおいて、所定の数理ファントムに基づく実際の人体の一部をＭＲＩ撮像する動作を仮想現実的に実行することができる。

［第１実施形態の第２変形例］
本実施形態のＭＲＩ装置用電子ファントム３０では、図２に示すように、被験体模型３２には、計測装置のプローブとして機能するための必要最小限の構成、すなわち、位相式高周波送信／受信コイル４０と非シールド型三軸勾配磁場コイル５０とのみを搭載し、ＭＲＩ装置用電子ファントム３０のそれ以外の電子回路等の構成は、電子ファントム制御部６０に搭載している。

図１４に、本実施形態の第２変形例によるＭＲＩ装置用電子ファントムの人形型模型を水平磁場式ＭＲＩ装置の被験体として使用した状態を示す。

本実施形態の第２変形例では、人形型模型１１０を用意する。この人形型模型１１０には、ＭＲＩ装置用電子ファントム３０が内包され、入出力端６０ａ／６０ｂに代わりに通信手段としてアンテナ１１２が具備され、電源（図示せず）が搭載されている。

人形型模型１１０のアンテナ１１２に対応して、電子ファントム制御部６０にアンテナ１１４を設ける。人形型模型１１０と電子ファントム制御部６０との間の通信はアンテナ１１２、１１４を用いて無線通信する。

電源（図示せず）としては、非磁性の小型バッテリーが望ましい。人形型模型１１０はＮＭＲ信号を極力出力しない材料で構成することが望ましい。

この人形型模型１１０に、計測装置のプローブとして機能するための必要最小限の構成と共に、ＭＲＩ装置用電子ファントム３０のそれ以外の電子回路等も搭載してもよい。すなわち、大型の人形型模型１１０に、位相式高周波送信／受信コイル４０と、非シールド型三軸勾配磁場コイル５０と共に、ＭＲＩシミュレータ６４と、数理ファントム６５と、制御用ＰＣ６６と、実時間タイミングバッファ６８と、高周波送受信機７０と、高周波入出力部７２と、勾配磁場用入力部７４と、電源（図示せず）とを搭載してもよい。

［第２実施形態］
本発明の第２実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムについて図面を用いて説明する。

（垂直磁場式ＭＲＩ装置）
本実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムを使用する垂直磁場式ＭＲＩ装置について図１５を用いて説明する。

本実施形態における垂直磁場式ＭＲＩ装置１２０には、図１５に示すように、垂直方向、すなわち、被験者１０の体軸の方向に垂直な方向に静磁場Ｂ０を発生する静磁場コイル１２２が設けられている。静磁場コイル１２２内には、被験体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。静磁場コイル１２２は永久磁石磁気回路で構成される場合がある。三軸傾斜磁場コイル１６内には、計測対象とするＮＭＲ共鳴周波数に等しい高周波帯域の電磁波を送信し、磁気共鳴により生じた電磁波を受信するＲＦ送信／受信コイル１８が設けられている。

ＲＦ送信／受信コイル１８内の検査位置に被験者１０を移動させるための患者テーブル２０が設けられている。被験者１０は、患者テーブル２０に載せられて、ＭＲＩ装置１２０の検査位置に移動する。

垂直磁場式ＭＲＩ装置１２には、更に、ＭＲＩ装置を制御するためのＭＲＩ装置制御部２２と、ＭＲＩ画像等を表示するためのモニタ２４が設けられている。

（ＭＲＩ装置用電子ファントム）
本実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントム３０の概要について図１６及び図１７を用いて説明する。図１６は本実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムを垂直磁場式ＭＲＩ装置の被験体として使用した状態を示す図であり、図１７は本実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントムの概略を示す図である。

本実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントム３０は、図１６に示すように、垂直磁場式ＭＲＩ装置１２０の検査位置に被験体として位置させるための被検体模型１３０と、被検体模型１３０に接続され、ＭＲＩ装置用電子ファントムを制御するための電子ファントム制御部６０と、電子ファントム制御部６０に接続され、ＭＲＩ画像等を表示するためのモニタ３４とを有している。

被験体模型１３０は、垂直磁場式ＭＲＩ装置１２の検査位置に載置できる大きさである必要がある。被験体模型１３０には、ＭＲＩ撮像するために、垂直磁場式ＭＲＩ装置１２の検査位置に載置する必要のある最小限の構成を搭載する。

図１６の実施形態では、被験体模型１３０に、垂直磁場式ＭＲＩ装置１２０からの高周波信号を受信し、垂直磁場式ＭＲＩ装置１２０に高周波信号を送信するための位相式高周波送信／受信コイル１４０と、垂直磁場式ＭＲＩ装置１２０からの勾配磁場を検出するための非シールド型三軸勾配磁場コイル１５０とのみを搭載する。

被験体模型１３０に搭載された位相式高周波送信／受信コイル１４０と非シールド型三軸勾配磁場コイル１５０は、垂直磁場式ＭＲＩ装置１２０の検査位置に位置することができ、計測装置のプローブのように機能する。

ＭＲＩ装置用電子ファントム３０のそれ以外の構成は、電子ファントム制御部６０に搭載する。

被験体模型１３０に搭載された位相式高周波送信／受信コイル１４０と、非シールド型三軸勾配磁場コイル１５０は、電子ファントム制御部６０の入出力端６０ａ、６０ｂにそれぞれ接続されている。

ＭＲＩ装置用電子ファントム３０は、垂直磁場式ＭＲＩ装置１２０と同期して動作させたり、絶対的な時計に同期して動作させたりする必要がある。このため、電子ファントム制御部６０の基準クロック入力端６０ｃには切換スイッチ３６が接続されている。切換スイッチ３６は、ＭＲＩ装置制御部２２のクロック信号を出力するクロック出力端２２ａと、ＧＰＳ信号を受信するＧＰＳアンテナ３７が接続されている。

切換スイッチ３６により、ＭＲＩ装置制御部２２のクロック信号と、ＧＰＳアンテナ３７からのＧＰＳクロック信号とを切換えて、ＭＲＩ装置用電子ファントム３０の基準クロックとして、電子ファントム制御部６０に入力する。

本実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントム３０のより詳細な構成について図１７を用いて説明する。図１７はＭＲＩ装置用電子ファントム３０のみを取り出して図示したものである。

被験体模型１３０には、位相式高周波送信／受信コイル１４０と非シールド型三軸勾配磁場コイル１５０を搭載する。非シールド型三軸勾配磁場コイル１５０内には液体ファントム３８が設けられている。

位相式高周波送信／受信コイル１４０からは、ＸＹ高周波信号、ｘＹ高周波信号、Ｘｙ高周波信号、ｘｙ高周波信号、Ｚ高周波信号、ｚ高周波信号が、電子ファントム制御部６０に入出力される。

ＸＹ高周波信号は、位置ＸＹで入出力される信号成分である。ｘＹ高周波信号は、位置ｘＹで入出力される信号成分である。Ｘｙ高周波信号は、位置Ｘｙ入出力される信号成分である。ｘｙ高周波信号は、位置ｘｙで入出力される信号成分である。Ｚ高周波信号は、位置Ｚで入出力される信号成分である。ｚ高周波信号は、位置ｚで入出力される信号成分である。なお、位置ＸＹ、位置ｘＹ、…の意味については、後述の図１８（ａ）を参照されたい。

非シールド型三軸勾配磁場コイル１５０からは、Ｘ軸勾配磁場信号ＰＧＸ、Ｙ軸勾配磁場信号ＰＧＹ、Ｚ軸勾配磁場信号ＰＧＺが、電子ファントム制御部６０に入力される。

Ｘ軸勾配磁場信号ＰＧＸは、印加されるＸ軸傾斜磁場を示す信号である。Ｙ軸勾配磁場信号ＰＧＹは、印加されるＹ軸傾斜磁場を示す信号である。Ｚ軸勾配磁場信号ＰＧＺは、印加されるＺ軸傾斜磁場を示す信号である。

非シールド型三軸勾配磁場コイル１５０の、Ｚ軸勾配磁場コイル１５１ＰＧＺはＺ軸傾斜磁場を、Ｙ軸勾配磁場コイル１５２ＰＧＹはＹ軸傾斜磁場を、Ｘ軸勾配磁場コイル１５３ＰＧＸはＸ軸傾斜磁場を、それぞれ選択的に検出することが可能である。

電子ファントム制御部６０には、操作者が操作するためのキーボード・マウス６２と、ＭＲＩシミュレーションを実行するＭＲＩシミュレータ６４とそれに使用する数理ファントム６５と、電子ファントム制御部６０全体を制御するための制御用ＰＣ６６と、ＭＲＩシミュレータ６４のシミュレーション結果を実時間で出力させるための実時間タイミングバッファ６８と、高周波信号を送受信するための高周波送受信機７０と、高周波信号を入出力するための高周波入出力部７２と、勾配磁場信号を入力するための勾配磁場用入力部７４とが設けられている。

（位相式高周波送信／受信コイル）
本実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントム３０の位相式高周波送信／受信コイル１４０について図１８を用いて説明する。

位相式高周波送信／受信コイル１４０は次の２つの機能を有している。ひとつは、垂直磁場式ＭＲＩ装置１２０からＭＲＩ装置用電子ファントム３０に印加される励起パルスである高周波励起信号を受信して検出する機能である。もうひとつは、ＭＲＩシミュレーションの結果として生成されたＭＲＩ疑似信号を垂直磁場式ＭＲＩ装置１２０に送信する機能である。同じコイルで２つの機能を実現している。なお、２つの機能を実現するために別々のコイルを設けてもよい。

図１８（ａ）に、被験者１０に対する撮像座標系における方向の表現を示す。図４（ａ）と同様である。

本実施形態では、位相式高周波送信／受信コイル１４０として、図１８（ｂ）に示すように配置された６個のＲＦコイルを用いている。６個のＲＦコイルにより、被験者１０の各側に印加される励起パルスである高周波励起信号を受信すると共に、被験者１０の各側から発信されるとシミュレーションされたＭＲＩ疑似高周波信号を発信する。

被験者１０の各側は、図１８（ａ）に示すＸＹＺ座標系（右手系）により規定される。

６個のＲＦコイルにより、次のように、被験者１０の各側に受信される励起パルスである高周波励起信号を受信する。

ＲＦコイル１４０ＸＹは、被験者１０を見てＸＹ側（右（right）後ろ（posterior）側）に印加される高周波励起信号ＸＹを受信する。

ＲＦコイル１４０ｘＹは、被験者１０を見てｘＹ側（左（left）後ろ（posterior）側）に発信される高周波励起信号ｘＹを受信する。

ＲＦコイル１４０Ｘｙは、被験者１０を見てＸｙ側（右（right）前（anterior）側）に印加される高周波励起信号Ｘｙを受信する。

ＲＦコイル１４０ｘｙは、被験者１０を見てｘｙ側（左（left）前（anterior）側）に印加される高周波励起信号ｘｙを受信する。

ＲＦコイル１４０Ｚは、被験者１０を見てＺ側（上（superior）側）に印加される高周波励起信号Ｚを受信する。

ＲＦコイル１４０ｚは、被験者１０を見てｚ側（下（inferior）側）に印加される高周波励起信号ｚを受信する。

ＲＦコイル１４０ＸＹは、被験者１０を見てＸＹ側（右（right）後ろ（posterior）側）から発信されるとシミュレーションされたＭＲＩ疑似高周波信号ＸＹを送信する。

ＲＦコイル１４０ｘＹは、被験者１０を見てｘＹ側（左（left）後ろ（posterior）側）から発信されるとシミュレーションされたＭＲＩ疑似高周波信号ｘＹを送信する。

ＲＦコイル１４０Ｘｙは、被験者１０を見てＸｙ側（右（right）前（anterior）側）から発信されるとシミュレーションされたＭＲＩ疑似高周波信号Ｘｙを送信する。

ＲＦコイル１４０ｘｙは、被験者１０を見てｘｙ側（左（left）前（anterior）側）から発信されるとシミュレーションされたＭＲＩ疑似高周波信号ｘｙを送信する。

ＲＦコイル１４０Ｚは、被験者１０を見てＺ側（上（superior）側）から発信されるとシミュレーションされたＭＲＩ疑似高周波信号Ｚを送信する。

ＲＦコイル１４０ｚは、被験者１０を見てｚ側（下（inferior）側）から発信されるとシミュレーションされたＭＲＩ疑似高周波信号ｚを送信する。

本実施形態の垂直磁場式ＭＲＩ装置では、ＮＭＲ現象を発生する核磁化の回転軸が静磁場と同じ鉛直方向となるので、本実施形態の位相式高周波送信／受信コイル１４０を上記のように構成している。

図１８（ｃ）に、６個のＲＦコイル１４０ＸＹ〜１４０ｚの構造を示す。ＲＦコイル１４０ＸＹ〜１４０ｚは、ＬＣ共振型コイル１４０ａであり、ＬＣ共振型コイル１４０ａには同軸ケーブル１４０ｂが接続されている。

本実施形態では、位相式高周波送信／受信コイル１４０を、図１８（ｂ）に示すように配置された６個のＲＦコイルにより構成したが、ＲＦコイルの形状と個数と配置は、これに限定されない。ＲＦコイルはひとつでもよいし、６個以上、例えば、１６個でもよい。被験者１０のどの側から、どの程度の分解能でＭＲＩ疑似信号を発信させるかの仕様に応じ、ＭＲＩシミュレータ６４の処理能力も勘案して、ＲＦコイルの形状と個数と配置を決定する。

（非シールド型三軸勾配磁場コイル）
本実施形態によるＭＲＩ装置用電子ファントム３０の非シールド型三軸勾配磁場コイル１５０について図１９及び図２０を用いて説明する。

非シールド型三軸勾配磁場コイル１５０は、垂直磁場式ＭＲＩ装置１２０からＭＲＩ装置用電子ファントム３０に印加される三軸勾配磁場をそれぞれ選択的に検出するコイルである。

図１９（ａ）に示すＺ軸勾配磁場コイル１５１ＰＧＺは、２つの円形コイル１５１ａと円形１５１ｂとが平行に対向している。更に、円形コイル１５１ａと円形コイル１５１ｂとを接続する接続線１５１ｃ、１５１ｄが設けられている。

平行に対向している２つの円形コイル１５１ａと円形コイル１５１ｂ間の距離をＷとすると、２つの円形コイル１５１ａ、１５１ｂの直径は（２／√３）Ｗである。

図１９（ｂ）に示すＹ軸勾配磁場コイル１５２ＰＧＹは、コイル１５２ａとコイル１５２ｃにより構成される円形コイル１５２ａ、１５２ｃと、コイル１５２ｂとコイル１５２ｄにより構成される円形コイル１５２ｃ、１５２ｄとが、平行に対向している。

平行に対向している２つの円形コイル１５２ａ、１５２ｃと円形コイル１５２ｂ、１５２ｄ間の距離をＷとすると、２つの円形コイル１５２ａ、１５２ｃと円形コイル１５２ｂ、１５２ｄの直径は（２／√３）Ｗである。

円形コイル１５２ａ、１５２ｃを構成するコイル１５２ａとコイル１５２ｃとの対向距離は（√２−１）Ｗである。円形コイル１５２ｂ、１５２ｄを構成するコイル１５２ｂとコイル１５２ｄとの対向距離は（√２−１）Ｗである。

図１９（ｃ）に示すＸ軸勾配磁場コイル１５３ＰＧＸは、Ｙ軸勾配磁場コイル１５２ＰＧＹを９０度だけ反時計方向に回転させたものである。

Ｙ軸勾配磁場コイル１５３ＰＧＸは、コイル１５３ａとコイル１５３ｃにより構成される円形コイル１５３ａ、１５３ｃと、コイル１５３ｂとコイル１５３ｄにより構成される円形コイル１５３ｃ、１５３ｄとが、平行に対向している。

平行に対向している２つの円形コイル１５３ａ、１５３ｃと円形コイル１５３ｂ、１５３ｄ間の距離をＷとすると、２つの円形コイル１５３ａ、１５３ｃと円形コイル１５３ｂ、１５３ｄの直径は（２／√３）Ｗである。

円形コイル１５３ａ、１５３ｃを構成するコイル１５３ａとコイル１５３ｃとの対向距離は（√２−１）Ｗである。円形コイル１５３ｂ、１５３ｄを構成するコイル１５３ｂとコイル１５３ｄとの対向距離は（√２−１）Ｗである。

図２０に示すように、３つの平行に対向する円形状のＺ軸勾配磁場コイル１５１ＰＧＺと、Ｙ軸勾配磁場コイル１５２ＰＧＹと、Ｘ軸勾配磁場コイル１５３ＰＧＸとを重ね合わせて非シールド型三軸勾配磁場コイル１５０を構成する。

図２０（ａ）は非シールド型三軸勾配磁場コイル１５０の斜視図を示し、図２０（ｂ）は非シールド型三軸勾配磁場コイル１５０の断面を示す。

図２０に示すように、本実施形態では、非シールド型三軸勾配磁場コイル１５０の最外周がＸ軸勾配磁場コイル１５３ＰＧＸであり、その内側がＹ軸勾配磁場コイル１５２ＰＧＹであり、その内側がＺ軸勾配磁場コイル１５１ＰＧＺである。

なお、３つの円形状のＸ軸勾配磁場コイル１５３ＰＧＸと、Ｙ軸勾配磁場コイル１５２ＰＧＹと、Ｚ軸勾配磁場コイル１５１ＰＧＺとは、どのような順番で重ね合わせてもよい。

［第２実施形態の第１変形例］
本実施形態のＭＲＩ装置用電子ファントム１３０では、図１６に示すように、被験体模型１３０には、計測装置のプローブとして機能するための必要最小限の構成、すなわち、位相式高周波送信／受信コイル１４０と非シールド型三軸勾配磁場コイル１５０とのみを搭載し、ＭＲＩ装置用電子ファントム３０のそれ以外の電子回路等の構成は、電子ファントム制御部６０に搭載している。

本実施形態の第１変形例では、人形型模型１６０を用意する。この人形型模型１６０には、ＭＲＩ装置用電子ファントム３０が内包され、入出力端６０ａ／６０ｂに代わりに通信手段としてアンテナ１１２が具備され、電源（図示せず）が搭載されている。

人形型模型１６０のアンテナ１１２に対応して、電子ファントム制御部６０にアンテナ１１４を設ける。人形型模型１６０と電子ファントム制御部６０との間の通信はアンテナ１１２、１１４を用いて無線通信する。

電源（図示せず）としては、非磁性の小型バッテリーが望ましい。人形型模型１６０はＮＭＲ信号を極力出力しない材料で構成することが望ましい。

この人形型模型１６０に、計測装置のプローブとして機能するための必要最小限の構成と共に、ＭＲＩ装置用電子ファントム３０のそれ以外の電子回路等も搭載してもよい。すなわち、人形型模型１６０に、位相式高周波送信／受信コイル４０と、非シールド型三軸勾配磁場コイル１５０と共に、ＭＲＩシミュレータ６４と、数理ファントム６５と、制御用ＰＣ６６と、実時間タイミングバッファ６８と、高周波送受信機７０と、高周波入出力部７２と、勾配磁場用入力部７４と、電源（図示せず）とを搭載してもよい。

［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。

上記実施形態では、本発明をＭＲＩ装置に適用したが、本発明をＮＭＲ装置に適用してＮＭＲ装置用電子ファントムとしてもよい。ＮＭＲ装置用電子ファントムの場合には、ＮＭＲ装置からの高周波信号を受信し、ＮＭＲ装置に高周波信号を送信するためのＲＦコイル群と、ＮＭＲ装置からの勾配磁場を検出するための勾配磁場コイルとを小型化して、ＮＭＲ装置の検出器内に導入する被験体模型に搭載し、ＮＭＲシミュレータを搭載する。ＲＦコイル群は計測対象とするＮＭＲ核種の共鳴周波数にそれぞれ合わせる。

また上記実施形態では、本発明をＭＲＩ装置に適用したが、本発明をＰＥＴ（Positron Emission Tomography）−ＣＴ／ＭＲ装置に適用してＰＥＴ／ＭＲＩ装置用電子ファントムとしてもよい。ＰＥＴ／ＭＲＩ装置用電子ファントムの場合には、液体ファントム３８の位置に、ＰＥＴ試料を静置することができる。

また上記実施形態では、電子ファントム制御部６０によって被検体模型３２を制御しているが、水平磁場式ＭＲＩ装置１２あるいは垂直磁場式ＭＲＩ装置１２０に電子ファントム制御部６０と同等の機能を具備させることで同様の動作させることができる。

１０…被験者
１２…水平磁場式ＭＲＩ装置
１４…静磁場コイル
１６…三軸傾斜磁場コイル
１８…ＲＦ送信／受信コイル
２０…患者テーブル
２２…ＭＲＩ装置制御部
２２ａ…クロック出力端
２４…モニタ
３０…ＭＲＩ装置用電子ファントム
３２…被検体模型
３４…モニタ
３６…切換スイッチ
３７…ＧＰＳアンテナ
３８…液体ファントム
４０…位相式高周波送信／受信コイル
４０ＸＺ〜４０ｙｚ…ＲＦコイル
５０…非シールド型三軸勾配磁場コイル
５０ＰＧＺ…Ｚ軸勾配磁場コイル
５０ＰＧＹ…Ｙ軸勾配磁場コイル
５０ＰＧＸ…Ｘ軸勾配磁場コイル
６０…電子ファントム制御部
６０ａ、６０ｂ…入出力端
６０ｃ…基準クロック入力端
６２…キーボード・マウス
６４…ＭＲＩシミュレータ
６５…数理ファントム
６６…制御用ＰＣ
６８…実時間タイミングバッファ
７０…高周波送受信機
７２…高周波入出力部
７４…勾配磁場用入力部
８０…ＧＰＳ／基準クロック部
８２…カウンタ
８４…パルスシーケンスオブジェクト
８６ｘ…ＰＧＸ用ＡＤコンバータ
８６ｙ…ＰＧＹ用ＡＤコンバータ
８６ｚ…ＰＧＺ用ＡＤコンバータ
８８…積分ロジック部
９０…ノイズフィルタ
９２…積分バイアス検出部
９４…傾斜磁場波形抽出・表示部
９６…ＬＮＡ（低雑音）増幅器
９８…受信ノイズフィルタ
１００…励起パルス抽出部
１０２…励起パルス振幅／位相検出部
１０４…ストレージ
１０６…ＰＡ増幅器
１１０…人形型模型
１１２、１１４…アンテナ
１２０…垂直磁場式ＭＲＩ装置
１２２…静磁場コイル
１３０…被験体模型
１４０…位相式高周波送信／受信コイル
１４０ＸＹ〜１４０ｚ…ＲＦコイル
１４０ａ…ＬＣ共振型コイル
１４０ｂ…同軸ケーブル
１５０…非シールド型三軸勾配磁場コイル
１５１ＰＧＺ…Ｚ軸勾配磁場コイル
１５２ＰＧＹ…Ｙ軸勾配磁場コイル
１５３ＰＧＸ…Ｘ軸勾配磁場コイル
１６０…人形型模型
１６２、１６４…アンテナ

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 (11)

1. 被検体としてＭＲＩ装置の検出部に位置させるＭＲＩ装置用電子ファントムであって、
   前記ＭＲＩ装置により印加される高周波磁場を受信して検出する受信コイルと、
   前記ＭＲＩ装置により印加される三軸傾斜磁場を検出する非シールド型三軸勾配磁場コイルと、
   前記受信コイルで検出された前記高周波磁場と、前記非シールド型三軸勾配磁場コイルにより検出された前記三軸傾斜磁場とに基づいて、ＭＲＩシミュレーションを実行してＭＲＩ疑似信号を出力するＭＲＩシミュレータと、
   前記ＭＲＩシミュレータから出力された前記ＭＲＩ疑似信号に基づく高周波磁場信号を前記ＭＲＩ装置に送信する送信コイルと
   を有することを特徴とするＭＲＩ装置用電子ファントム。
2. 請求項１記載のＭＲＩ装置用電子ファントムにおいて、
   前記受信コイルと前記送信コイルは、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装置用電子ファントム。
3. 請求項２記載のＭＲＩ装置用電子ファントムにおいて、
   前記ＭＲＩ装置の前記検出部に位置させるための被検体模型を更に有し、
   前記被験体模型に、前記送受信コイルと、前記非シールド型三軸勾配磁場コイルとが搭載されている
   ことを特徴とするＭＲＩ装置用電子ファントム。
4. 請求項１乃至３のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置用電子ファントムにおいて、
   前記受信コイル、前記送信コイル又は前記送受信コイルは、前記被験体の複数の部分に対応する複数のコイルを有し、
   前記受信コイル又は前記送受信コイルの前記複数のコイルは、前記被験体の前記複数の部分に印加される前記ＭＲＩ装置の高周波磁場を検出し、
   前記送受信コイル又は前記送信コイルの前記複数のコイルは、前記被験体の前記複数の部分からの高周波磁場信号を前記ＭＲＩ装置に送信する
   ことを特徴とするＭＲＩ装置用電子ファントム。
5. 請求項１乃至４のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置用電子ファントムにおいて、
   前記ＭＲＩシミュレータにより出力されるＭＲＩ疑似信号を記憶するストレージを更に有し、
   前記送信コイルは、前記ストレージに記憶された前記ＭＲＩ疑似信号に基づく高周波磁場信号を前記ＭＲＩ装置に送信する
   ことを特徴とするＭＲＩ装置用電子ファントム。
6. 被検体としてＭＲＩ装置の検出部に位置させるＭＲＩ装置用電子ファントムの制御方法であって、
   前記ＭＲＩ装置により印加される高周波磁場を受信コイルにより受信して検出し、
   前記ＭＲＩ装置により印加される三軸傾斜磁場を非シールド型三軸勾配磁場コイルにより検出し、
   前記受信コイルで検出された前記高周波磁場と、前記非シールド型三軸勾配磁場コイルにより検出された前記三軸傾斜磁場とに基づいて、ＭＲＩシミュレータによりＭＲＩシミュレーションを実行してＭＲＩ疑似信号を出力し、
   前記ＭＲＩシミュレータから出力された前記ＭＲＩ疑似信号に基づく高周波磁場信号を送信コイルにより前記ＭＲＩ装置に送信する
   ことを特徴とするＭＲＩ装置用電子ファントムの制御方法。
7. 被検体としてＭＲＩ装置の検出部に位置させるＭＲＩ装置用電子ファントムの制御方法であって、
   前記ＭＲＩ装置により印加される高周波磁場を受信コイルにより検出し、
   前記ＭＲＩ装置により印加される三軸傾斜磁場を非シールド型三軸勾配磁場コイルにより受信して検出し、
   前記受信コイルで検出された前記高周波磁場と、前記非シールド型三軸勾配磁場コイルにより検出された前記三軸傾斜磁場とに基づいて、ＭＲＩシミュレータによりＭＲＩシミュレーションを実行してＭＲＩ疑似信号を出力し、
   前記ＭＲＩシミュレータにより出力されるＭＲＩ疑似信号をストレージに記憶する
   ことを特徴とするＭＲＩ装置用電子ファントムの制御方法。
8. 被検体としてＭＲＩ装置の検出部に位置させるＭＲＩ装置用電子ファントムの制御方法であって、
   前記ＭＲＩ装置により印加される高周波磁場を受信コイルにより検出し、
   前記ＭＲＩ装置により印加される三軸傾斜磁場を非シールド型三軸勾配磁場コイルにより受信して検出し、
   前記受信コイルで検出された前記高周波磁場と、前記非シールド型三軸勾配磁場コイルにより検出された前記三軸傾斜磁場をストレージに記憶する
   ことを特徴とするＭＲＩ装置用電子ファントムの制御方法。
9. 請求項８記載のＭＲＩ装置用電子ファントムの制御方法において、
   前記ストレージに記憶された前記高周波磁場と、前記三軸傾斜磁場とに基づいて、ＭＲＩシミュレータによりＭＲＩシミュレーションを実行してＭＲＩ疑似信号を出力し、
   前記ＭＲＩシミュレータにより出力されるＭＲＩ疑似信号を前記ストレージに記憶する
   ことを特徴とするＭＲＩ装置用電子ファントムの制御方法。
10. 請求項７乃至９のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置用電子ファントムの制御方法において、
    前記ＭＲＩ装置により印加される高周波磁場を受信コイルにより検出し、
    前記ＭＲＩ装置により印加される三軸傾斜磁場を非シールド型三軸勾配磁場コイルにより受信して検出し、
    前記受信コイルで検出された前記高周波磁場と前記非シールド型三軸勾配磁場コイルにより検出された前記三軸傾斜磁場とに同期して、前記ストレージに記憶された前記ＭＲＩ疑似信号に基づく高周波磁場信号を送信コイルにより前記ＭＲＩ装置に送信する
    ことを特徴とするＭＲＩ装置用電子ファントムの制御方法。
11. 請求項６乃至１０のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置用電子ファントムの制御方法において、
    前記受信コイルと前記送信コイルは、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装置用電子ファントムの制御方法。

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