JP7151996B2 - 撮影装置 - Google Patents

Description

本発明は、撮影装置に関し、特に、組織の硬さを測定するＭＲエラストグラフィ（Magnetic Resonance Elastography : MRE）の撮影が可能な撮影装置に関する。

医療現場において、患者に対して放射線被曝等の影響の少ないＭＲＩ装置（Magnetic Resonance Imaging装置：磁気共鳴画像装置）が使用されている。ＭＲＩ装置では、人体の各細胞に含まれる水素原子核（プロトン）に対して、プロトンのスピンに応じた高周波磁場を印加して励起し、励起したプロトンが元の状態に戻る（緩和）際に発する電磁波に基づいて、プロトンの密度が異なる部分（例えば、水と脂肪）を濃淡で表した画像を得ることが可能である。
ＭＲＥ（Magnetic Resonance Elastography：磁気共鳴エラストグラフィ）は、対象物に振動（体幹部の場合には、５０Ｈｚ～１００Ｈｚ程度）を加えながら、ＭＲＩ装置で撮像することで、対象部内部の「硬さ」の違いによる振動波の伝播の違いを利用し、硬さを画像化する撮像法である（特許文献１，２参照）。

一般的には、病変は、悪性度が高まるに連れて硬くなり、その悪性度を診断するための「触診」が古くから実施されている。触診は簡便で有効な診断方法ではあるものの、体内の深い部分や骨などに囲まれた部分の触診が難しい。ＭＲＥでは人体表面に強制的な振動を発生させ、その振動波が体内を伝搬する様子から、局所の硬さの違いを画像化する。これによりＭＲＥは触診が困難であった部分の硬さ計測を可能にし、これまでとは全く異なる診断価値をもつ画像を提供できる可能性がある。
ものの硬さが変化すると、その内部を伝播する波（伝播波）の音速及び波長が変化する。そこで、ＭＲＥでは撮像対象にＭＲＩ装置との同期がとれた振動を加えながら撮像する（非特許文献１参照）。これにより撮像対象内部の伝播波を可視化することができる。この時に得られる伝播波の画像はwave imageと呼ばれる。wave imageは局所の伝播波の波長を画像化しているので、局所の硬さを反映した画像を算出することができる。算出によって得られた画像はelastogramと呼ばれる。

振動の伝播を表示するには、静止画ではなく動画として表現することがわかりやすい。ここで、一般のビデオカメラ等の動画を撮影する装置では、約１／３０秒程度の速さで静止画を撮影することで動画を撮影しているが、ＭＲＩ（ＭＲＥも含む）では、ビデオカメラのように高速で撮像することができない。したがって、ＭＲＥでは、振動が伝わる様子をwave imageとして得るために、ＭＲＩと振動を同期させて「コマ撮り」の画像を複数回撮像する。ＭＲＥでは、現在使用されている機器では振動の１周期を４回に分けて（振動の位相をπ／２ずらして）「コマ撮り」する。そのため、ＭＲＥを実施するためには、４回程度の一連の「コマ撮り」が必要となる。

特表２００５－５０７６９１号公報（「０００８」、「００１４」～「００２３」） 特開２０１１－９８１５８号公報（「０００３」～「００１８」、「００２６」～「００２９」）

Muthupillai R, Lomas DJ, Rossman PJ, Greenleaf JF, Manduca A, Ehman RL, Magnetic resonance elastography by direct visualization of propagating acoustic strain waves. Science 1995;269(5232):1854-7

(従来技術の問題点)
ＭＲＥの撮影において振動の位相をずらして４回「コマ撮り」をする場合、「コマ撮り」ごとに撮像対象が動いてしまった場合（例えば呼吸など）、画像の位置ずれを起こして誤差を生じさせる可能性がある。そのため、一度の呼吸止め（およそ２０秒以下）で４回の「コマ撮り」を達成させるために、空間分解能の低い（画素サイズが大きい、画像が粗い）撮像を強いられている。なお、一般的に、ＭＲＩでもＭＲＥでも高い空間分解能（画素サイズが小さい、画像が細かい）での撮像には、低空間分解能（画素サイズ）で撮像するよりも撮像時間が長くなり、被検者が呼吸を長時間止める必要が出てくる。したがって、長時間呼吸を止める場合には被検者の負担が増大するとともに、現実的には、長時間呼吸を止めることが困難であるため、呼吸等の影響で誤差の少ない撮像が困難であるという問題がある。

本発明は、従来の構成に比べて、ＭＲ画像の撮像時間を短くすることを技術的課題とする。

前記技術的課題を解決するために、請求項１に記載の発明の撮影装置は、
静磁場と、位置に応じて磁場が変化する傾斜磁場と、プロトンの磁気共鳴条件に基づいて予め設定された交番磁場と、を被検者の被検査部に対して発生させる磁場発生装置と、
前記交番磁場を予め設定された繰り返し時間をあけて印加する交番磁場の印加手段と、
前記交番磁場で励起された被検査部のプロトンが緩和する際に放出される電磁波を受信する時間であるエコー時間に基づいて、前記電磁波を受信する受信手段と、
被検査部に振動を付与する振動付与部材であって、位相の異なる複数の振動を付与可能な振動付与部材と、
前記磁場発生装置を制御して、被検査部に対して予め設定された方向からＭＲＥ用の前記傾斜磁場を印加する傾斜磁場の印加手段であって、前記振動の１周期に対して複数回の前記傾斜磁場を印加する前記傾斜磁場の印加手段と、
前記傾斜磁場を印加する時期に対応する前記エコー時間に応じて取得された電磁波に基づいて、電磁波信号の取得時期が隣接する２つの電磁波信号の差分に基づいて、電磁波信号の位相に応じたＭＲ位相画像を取得するＭＲ位相画像の取得手段と、
を備えたことを特徴とする。

請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の撮影装置において、
予め定められた第１周波数の振動と、前記第１周波数とは異なる第２周波数の振動と、を重畳した重畳振動を前記被検査部に付与する前記振動付与部材と、
前記第１周波数の１周期を第１の振動位相分解回数で分割し、且つ、前記第２周波数の１周期を前記第１の振動位相分解回数とは異なる第２の振動位相分割回数で分割する時期に前記傾斜磁場を印加する前記傾斜磁場の印加手段と、
電磁波信号の取得時期が隣接する２つの電磁波信号の差分に基づいて、前記第１周波数の振動に対応するＭＲ位相画像と、前記第２周波数の振動に対応するＭＲ位相画像とを取得する前記ＭＲ位相画像の取得手段と、
を備えたことを特徴とする。

請求項１に記載の発明によれば、１回の観測で複数の振動位相のＭＲ位相画像を取得することができ、従来の構成に比べて、ＭＲ画像の撮像時間を短くすることができる。
請求項２に記載の発明によれば、複数の周波数の振動に対するＭＲ位相画像を１回の観測で取得することができ、従来の構成に比べて、ＭＲ画像の撮像時間を短くすることができる。

図１は本発明の実施例１の磁気共鳴撮影装置の説明図である。 図２は実施例１の磁気共鳴撮影装置におけるコンピュータ本体の機能ブロック図である。 図３は実施例１の磁場の印加および振動の付与の説明図であり、横軸に時間を取ったグラフである。 図４は実施例１のＭＲ画像を作成する処理の説明図である。 図５は従来のＭＲＥにおける振動と傾斜磁場との関係の説明図であり、図５Ａは振動位相が０°の場合の説明図、図５Ｂは振動位相が９０°の場合の説明図、図５Ｃは振動位相が１８０°の場合の説明図、図５Ｄは振動位相が３６０°の場合の説明図である。 図６は撮影結果の一例の説明図であり、図６Ａは従来の撮影方法での撮影結果、図６Ｂは実施例１の撮影方法での撮影結果の説明図である。 図７は人間の肩の部分の撮影結果の一例の説明図であり、図７Ａは従来の撮影方法での撮影結果、図７Ｂは実施例１の撮影方法での撮影結果の説明図である。 図８は実施例２のＭＲ画像を作成する処理の説明図であり、実施例１の図４に対応する図である。 図９は撮影結果の一例の説明図であり、図９Ａは従来の撮影方法での撮影結果、図９Ｂは実施例２の撮影方法での撮影結果の説明図である。 図１０は変更例の説明図である。

次に図面を参照しながら、本発明の実施の形態の具体例（以下、実施例と記載する）を説明するが、本発明は以下の実施例に限定されるものではない。
なお、以下の図面を使用した説明において、理解の容易のために説明に必要な部材以外の図示は適宜省略されている。

図１は本発明の実施例１の磁気共鳴撮影装置の説明図である。
図１において、本発明の撮影装置の一例としての実施例１の磁気共鳴撮影装置１は、磁場発生装置の一例としての磁石部２を有する。磁石部２には、内部を水平方向に貫通する貫通孔３が形成されている。貫通孔３には、寝た状態の被検者４が支持される寝台６が貫通可能である。
磁石部２は、静磁場印加部材の一例としての静磁場発生磁石１１を有する。なお、静磁場発生磁石として、超電導電磁石や永久磁石を使用することが可能である。静磁場発生磁石１１の内側には、傾斜磁場印加部材の一例としての傾斜磁場発生コイル１２が配置されている。傾斜磁場発生コイル１２の内側には、励起磁場印加部材の一例としての高周波磁場発生コイル１３が配置されている。高周波磁場発生コイル１３の内側には、受信部の一例として、電磁波を受信する受信コイル１４が配置されている。

また、実施例１では、ＭＲＥ測定用に、被検者４には、被検査部の一例としての肝臓の位置に対応する体表面の部分に、振動付与部材の一例としての振動板（パッシブドライバー）１６が支持されている。振動板１６は、被検者４に対して予め設定された周波数で振動を付与する部材であり、例えば、特許文献２等に記載された従来公知の任意の構成のものを採用可能である。

前記磁石部２には、情報処理装置の一例としてのコンピュータ装置２１がケーブルＣｂを介して電気的に接続されている。したがって、コンピュータ装置２１は、磁石部２との間で、静磁場発生磁石１１等の制御信号や受信コイル１４での検知信号等が送受信可能に構成されている。コンピュータ装置２１は、コンピュータ本体２２と、表示部の一例としてのディスプレイ２３と、入力部の一例としてのキーボード２４およびマウス２５と、を有する。なお、実施例１では、コンピュータ装置２１と磁石部２とをケーブルＣｂで接続する構成を例示したが、これに限定されず、携帯電話回線やBluetooth（登録商標）、無線ＬＡＮ等、任意の無線通信方式で情報の送受信を行うことも可能である。

（実施例１のコンピュータ本体２２の制御部の説明）
図２は実施例１の磁気共鳴撮影装置におけるコンピュータ本体の機能ブロック図である。
図２において、実施例１のコンピュータ本体２２の制御部４１は、外部との信号の入出力および入出力信号レベルの調節等を行うＩ／Ｏ（入出力インターフェース）、必要な起動処理を行うためのプログラムおよびデータ等が記憶されたＲＯＭ（リードオンリーメモリ）、必要なデータ及びプログラムを一時的に記憶するためのＲＡＭ（ランダムアクセスメモリ）、ＲＯＭ等に記憶された起動プログラムに応じた処理を行うＣＰＵ（中央演算処理装置）ならびにクロック発振器等を有するコンピュータ装置により構成されており、前記ＲＯＭ及びＲＡＭ等に記憶されたプログラムを実行することにより種々の機能を実現することができる。
制御部４１には、基本動作を制御する基本ソフト、いわゆる、オペレーティングシステムＯＳ、アプリケーションプログラムの一例としての撮影装置制御プログラムＡＰ１、その他の図示しないソフトウェアが記憶されている。

（実施例１の制御部４１に接続された要素）
制御部４１には、キーボード２４やマウス２５、受信コイル１４等の信号出力要素からの出力信号が入力されている。
また、実施例１の制御部４１は、ディスプレイ２３、静磁場発生磁石１１、傾斜磁場発生コイル１２、高周波磁場発生コイル１３等の被制御要素へ制御信号を出力している。

（制御部４１の機能）
実施例１の制御部４１の撮影装置制御プログラムＡＰ１は、下記の機能手段（プログラムモジュール）５１～５８を有する。

磁場制御手段５１は、磁石部２を制御して、被検者４の被検査部をＭＲ撮影するための磁場を制御する。実施例１の磁場制御手段５１は、繰り返し時間記憶手段５１ａと、エコー時間記憶手段５１ｂと、静磁場印加手段５１ｃと、傾斜磁場印加手段５１ｄと、交番磁場の印加手段の一例としての高周波磁場印加手段５１ｅと、を有する。

図３は実施例１の磁場の印加および振動の付与の説明図であり、横軸に時間を取ったグラフである。
繰り返し時間記憶手段５１ａは、被検者４の被検査部に含まれるプロトンを励起するために印加される交番磁場の一例としての高周波磁場を印加する間隔である繰り返し時間ＴＲを記憶する。

エコー時間記憶手段５１ｂは、高周波磁場が印加されてから、励起されたプロトンが元の状態に戻る（緩和する）際に発する電磁波を取得するまでの間隔であるエコー時間ＴＥを記憶する。図３において、実施例１では、エコー時間記憶手段５１ｂは、高周波磁場が印加されてから電磁波を取得するまでの期間であるエコー時間ＴＥを記憶する。実施例１ではエコー時間ＴＥは、振動板１６で付与される振動６６に対して、振動位相が０°、９０°、１８０°、２７０°、３６０°（＝０°）、４５０°（＝９０°）、…の時期に対応して設定されている。すなわち、振動６６の１周期（３６０°）に対して４回（位相９０°間隔）の傾斜磁場６１が印加されるように設定されている。
なお、実施例１では、繰り返し時間ＴＲおよびエコー時間ＴＥは、予め設定されているが、磁気共鳴撮影装置１の利用者が手動で入力して、設定、変更が可能に構成することも可能である。

静磁場印加手段５１ｃは、静磁場発生磁石１１を制御して、静磁場を発生させる。実施例１の静磁場印加手段５１ｃは、一例として、３［Ｔ］の静磁場を発生させる。
傾斜磁場印加手段５１ｄは、傾斜磁場発生コイル１２を制御して、位置に応じて磁場が変化するＭＲＥ用の傾斜磁場（勾配磁場）６１を発生させる。従って、傾斜磁場６１が振動検出傾斜磁場ＭＥＧ（motion encoding gradient）と呼ばれる磁場である。実施例１の第１の傾斜磁場印加手段５１ｄは、図３に示すように、互いに直交するスライス(slice)方向、リードアウト(read out)方向およびフェーズ(phase)方向の３軸方向において、スライス方向（スライス軸）に傾斜磁場６１を発生させる。
高周波磁場印加手段５１ｅは、高周波磁場発生コイル１３を制御して、プロトンを励起する周波数に対応する交番磁場である高周波磁場６３を発生させる。

振動付与制御手段５２は、振動板１６を制御して、被検査部に振動６６を付与する。図３において、実施例１の振動付与制御手段５２が付与する振動６６の周期Ｔに対して、傾斜磁場６１は位相９０°間隔で４回印加される。なお、実施例１では、振動付与制御手段５２は、図３に示す振動６６に限定されず、利用者の入力に応じて任意の周波数や振幅、位相の振動６６を変更できる機能を有する。

受信手段の一例としての信号取得手段５３は、エコー時間ＴＥの時期に、受信コイル１４を介して被検者４のプロトンが緩和する際に発生する電磁波信号を取得する。したがって、実施例１では、図３に示す振動が振動付与制御手段５２で付与された状態で、エコー時間ＴＥにおいて受信コイル１４で信号を測定することで、振動６６を付与しながらのＭＲ画像を複数回撮像する。

図４は実施例１のＭＲ画像を作成する処理の説明図である。
ＭＲ画像取得手段５４は、信号処理手段５４ａと、ＭＲ強度画像の作成手段５４ｂと、ＭＲ位相画像の作成手段５４ｃと、を有し、信号取得手段５３が取得した電磁波信号に基づいて、ＭＲ画像を作成する。
信号処理手段５４ａは、受信した電磁波信号において信号処理をする。実施例１の信号処理手段５４ａは、信号取得手段５３が取得した信号を実数部ｒ（real part）とし、信号取得手段５３が取得した信号をπ／２位相を遅らせた信号を虚数部ｉ（imaginary part）とする。すなわち、受信した電磁波信号に基づいた複素数、いわゆる、ＭＲＩの技術分野におけるｋ空間（周波数空間）の信号を生成する。そして、実数部ｒと虚数部ｉに対して、フーリエ逆変換（実施例では高速フーリエ逆変換）を行って、実空間の信号Ｒ，Ｉに変換する。そして、実空間における実数部Ｒと虚数部Ｉとに基づいて、複素平面における強度Ｍ＝（Ｒ²＋Ｉ²）^1/2と、位相φ＝ｔａｎ^-1（Ｉ／Ｒ）とを演算する。なお、この演算は、従来のＭＲＩ装置において導入されており、公知であるため、これ以上の詳細な説明は省略する。

ＭＲ強度画像の作成手段５４ｂは、信号処理手段５４ａで算出された強度Ｍに基づいて、ＭＲ強度画像を作成する。なお、ＭＲ強度画像は、一般的にＭＲＩ画像として、診断に使用される画像である。

ＭＲ位相画像の作成手段５４ｃは、電磁波信号から算出された位相φに基づいて、ＭＲ位相画像（MREではWave Imageとして利用される）を作成する。ここで、実施例１のＭＲ位相画像の作成手段５４ｃでは、エコー時間ＴＥで測定された電磁波信号から算出された位相φに基づいて、ＭＲ位相画像を作成する。
図４において、２番目の傾斜磁場（第２エコー）で検出される電磁波信号から、１番目の傾斜磁場（第１エコー）で検出される電磁波信号を減算する（差分を取る）と、第１エコーの部分が打ち消し合って、第２エコーのみに対応する電磁波信号のみが残ることとなり、結果として、振動位相０°の測定結果のみが残ることとなる。同様に、第３エコーで検出される電磁波信号から、第２エコーで検出される電磁波信号を減算すると、第３エコーのみに対応する電磁波信号のみが残り、振動位相９０°の測定結果のみが残る。同様にして、第４エコーと第３エコーの差分から振動位相１８０°の測定結果が得られ、第５エコーと第４エコーの差分から振動位相２７０°の測定結果が得られる。このようにして、振動付与制御手段５２で付与される振動の位相が、０°、９０°、１８０°、２７０°のそれぞれの場合におけるＭＲ位相画像を作成する。したがって、実施例１では、電磁波信号の取得時期（第１エコー、第２エコー、第３エコー、…）が隣接する２つの電磁波信号の差分（第２エコー－第１エコー、第３エコー－第２エコー、…）に基づいて、電磁波信号の位相に応じたＭＲ位相画像（ＭＲＥ画像）を取得（作成）する。

波長取得手段５５は、振動板１６で付与された振動により被検者４の内部を伝播する振動波の波長λを取得する。実施例１の波長取得手段５５は、振動位相０°、９０°、１８０°、２７０°のそれぞれの場合におけるＭＲ位相画像に基づいて、画像の画素毎に、振動波に応じて変動する位相φの推移から振動波の波長λを取得する。具体的には、振動位相０°、９０°、１８０°、２７０°の画像から得られる振動波の伝播の様子から、画像の局所領域ごとに振動波の波長λを推定する。

硬さ推定手段５６は、振動波の波長λと、振動板１６で付与された振動波の周波数ｆと、被検査部の密度ρと、に基づいて、被検査部の硬さμを推定する。なお、振動波の周波数ｆは、振動板１６で付与される振動波の周波数ｆから既知であり、被検査部の密度ρは、人体の密度は、ほぼ１［g/cm³］である。そして、硬さ（弾性率）μは、μ＝ρ・（λ・ｆ）²から計算される。
ＭＲＥ画像作成手段５７は、ＭＲ現象を利用して硬さを画像化したＭＲElastogram画像（ＭＲＥ画像）を作成する。実施例１のＭＲＥ画像作成手段５７は、局所領域（画素）毎に計算された硬さμに応じて色分けされたＭＲＥ画像を作成する。一例として、硬い部分（硬さμの値の大きな画素）を赤く表示し、軟らかくなる（硬さμの値が小さくなる）に連れて、黄、緑、青、紫と変化するように表示することが可能である。

画像表示手段５８は、ＭＲ画像取得手段５４やＭＲＥ画像作成手段５７で作成された画像を、ディスプレイ２３に表示する。すなわち、被検査部の断面画像であるＭＲ強度画像（通常の診断で利用する画像）と、ＭＲ位相画像（MREではWave Imageとして利用）と、Elastogram画像（ＭＲＥ画像）とがディスプレイ２３に表示される。なお、実施例１では、Wave Image画像やElastogram画像だけでは、解剖学的構造がわかりにくいので、MR強度画像と、Wave Image画像やElastogram画像とを重ねて表示する表示モードも備えることが可能である。なお、画像を重ねて表示したり、全ての画像をディスプレイ２３に表示せず、入力に応じて、ＭＲ強度画像と、Wave Image画像やElastogram画像を切替えて表示することも可能である。また、同一の断面において、ＭＲ強度画像とElastogram画像を並べて配置することも可能であるし、異なる断面におけるElastogram画像を並べて表示する等、任意の変更が可能である。

（実施例１の作用）
図５は従来のＭＲＥにおける振動と傾斜磁場との関係の説明図であり、図５Ａは振動位相が０°の場合の説明図、図５Ｂは振動位相が９０°の場合の説明図、図５Ｃは振動位相が１８０°の場合の説明図、図５Ｄは振動位相が３６０°の場合の説明図である。
前記構成を備えた実施例１の磁気共鳴撮影装置１では、振動６６の１周期に４回の傾斜磁場が印加され、検出された電磁波信号から、０°、９０°、１８０°、２７０°の各振動位相のＭＲ位相画像が取得可能である。
図５に示すように、従来のＭＲＥでは、振動０１の周期０１ａに同期する周期０２ａを有する傾斜磁場０２が印加されていた。そして、図５Ａに示すように、位相のずれが０°（振動位相が０°）で傾斜磁場０２を印加して１回目の測定を行い、振動位相が９０°で２回目の測定、振動位相が１８０°で３回目の測定、振動位相が２７０°で４回目の測定を行っていた。

これに対して、実施例１では、１回の測定で、０°、９０°、１８０°、２７０°の各振動位相のＭＲ位相画像が取得可能である。したがって、従来のＭＲＥ測定に比べて、撮影時間を１／４に短くすることができる。したがって、呼吸を止める期間や振動板１６から振動６６を受ける期間を短縮することができ、被検者（患者）の負担、苦痛を軽減することができる。
また、実施例１では、撮影時間の短縮が可能であるが、裏を返せば、同じ撮影時間とした場合には、空間分解能を従来よりも高くすることもできる。よって、高精度の観測、撮影が可能であり、医師の診断にも寄与する。

また、従来の４回撮影する場合に比べて、撮影が１回で済むので、撮像対象の動き（呼吸や体動等）による誤差も低減することができる。したがって、誤差による弾性率算出エラーの低減も可能である。
さらに、撮影時間が短縮されるので、同じ時間でより多くの断面の撮像が可能となり、複数断面による弾性率の算出も可能になる。

図６は撮影結果の一例の説明図であり、図６Ａは従来の撮影方法での撮影結果、図６Ｂは実施例１の撮影方法での撮影結果の説明図である。
従来の４回で１セットの撮影を行う撮影方法と、実施例１の１回で４つの振動位相の撮影を行う撮影方法とを比較した。なお、従来の撮影方法と実施例１の撮影方法のそれぞれで２セットずつ（すなわち、従来法では８回、実施例１では２回）撮影し、撮影した結果を平均化した。
図６Ａに示す従来技術での撮影方法での結果と、図６Ｂに示す実施例１の撮影方法での結果とでは、ほとんど差がなかった。すなわち、実施例１の撮影方法でも、従来の撮影方法と同水準で撮影が可能であることが確認できた。

図７は人間の肩の部分の撮影結果の一例の説明図であり、図７Ａは従来の撮影方法での撮影結果、図７Ｂは実施例１の撮影方法での撮影結果の説明図である。
図７でも図６と同様にして撮影を行った。図７Ａ、図７Ｂに示すように、実施例１（図７Ｂ）でも、従来（図７Ａ）と同水準の撮影結果が得られることが確認された。

図８は実施例２のＭＲ画像を作成する処理の説明図であり、実施例１の図４に対応する図である。
次に本発明の実施例２の説明をするが、この実施例２の説明において、前記実施例１の構成要素に対応する構成要素には同一の符号を付して、その詳細な説明は省略する。
この実施例２は下記の点で、前記実施例１と相違しているが、他の点では前記実施例１と同様に構成される。

図８において、実施例２の磁気共鳴撮影装置１では、振動付与制御手段５２は、振動板１６を制御して、第１周波数の振動６６ａ（図８の実線参照）と、第２周波数の振動６６ｂ（図８の破線参照）とが重畳された重畳振動を付与する。なお、図８では、理解の容易のため、２つの振動６６ａ，６６ｂを別個に表記しているが、実際には、２つの振動６６ａ，６６ｂが重畳（合成）された振動を振動板１６で発生させる。一例として、第１周波数として７５Ｈｚを設定し、第２周波数として１００Ｈｚを設定可能であるが、例示した数値に限定されず、測定対象や各機器の使用等に応じて変更可能である。

実施例２の傾斜磁場印加手段５１ｄは、第１周波数（７５Ｈｚ）の１周期を第１の振動位相分解回数の一例としての４回（９０°間隔）で分割し、且つ、第２周波数の１周期を第２の振動位相分割回数の一例としての３回（１２０°間隔）で分割する時期に傾斜磁場６１は印加する。したがって、第１周波数の振動６６ａに対しては１周期の間に４回傾斜磁場６１が印加されることとなり、第２周波数の振動６６ｂに対しては１周期の間に３回傾斜磁場６１が印加されることとなる。

実施例２のＭＲ位相画像の作成手段５４ｃは、電磁波信号の取得時期が隣接する２つの電磁波信号の差分に基づいて、第１周波数の振動に対応するＭＲ位相画像と、第２周波数の振動に対応するＭＲ位相画像とを取得する。図８を使用して具体的に説明する。
まず、第１周波数の振動６６ａに対して、振動位相が０°の結果を「ａ」と表記し、振動位相が９０°の結果を「ｂ」、１８０°の結果を「ｃ」、２７０°の結果を「ｄ」と表記する。同様に、第２周波数の振動６６ｂに対して、振動位相が０°の結果を「ａ′」と表記し、振動位相が１２０°の結果を「ｂ′」、２４０°の結果を「ｃ′」と表記する。

図８において、例えば、第６エコーの電磁波信号から、第５エコーの電磁波信号を減算する（差分を取る）と、第１周波数の振動６６ａの振動位相０°と第２周波数の振動６６ｂの振動位相１２０°とが加算された結果が得られる。すなわち、「ａ＋ｂ′」が得られる。そして、第３エコーと第２エコーの差分では、「ｂ－ｂ′」が得られる。同様に、第５エコーと第４エコーの差分から「－ｂ－ａ′」、第２エコーと第１エコーの差分から「ａ＋ａ′」が得られる。そして、「ａ＋ｂ′」と「ｂ－ｂ′」を加算することで、「ａ＋ｂ」が得られ、「－ｂ－ａ′」と「ａ＋ａ′」を加算することで、「ａ－ｂ」が得られる。さらに、「ａ＋ｂ」と「ａ－ｂ」を加算して２で割ることで「ａ」が得られ、減算して２で割ることで「ｂ」が得られる。同様にして、各振動６６ａ，６６ｂの各位相のＭＲ位相画像を取得する。

（実施例２の作用）
前記構成を備えた実施例２の磁気共鳴撮影装置１では、第１周波数の振動６６ａに対して１周期に４回の傾斜磁場が印加され、第２周波数の振動６６ｂに対して１周期に３回の傾斜磁場が印加されることに相当する。そして、検出された電磁波信号から、第１周波数の振動６６ａに対して、０°、９０°、１８０°、２７０°の各振動位相のＭＲ位相画像が取得され、第２周波数の振動６６ｂに対して、０°、１２０°、２４０°の各振動位相のＭＲ位相画像が取得される。
従来技術では、各振動位相に対して測定をする必要があり、合計で７回の測定が必要であったのに対し、実施例２では、１回の測定でＭＲＥ画像の作成が可能である。したがって、従来技術に比べて、撮影時間を大幅に短くすることができる。

また、実施例２では、異なる周波数の振動６６ａ，６６ｂの画像が容易に得られる。したがって、体表から浅い部分は空間分解能が高い高周波数の振動６６ｂの画像から診断を行い、体表から深い部分では貫通力が高い（振動が伝播されやすい）低周波数の振動６６ａの画像から診断を行うといった使用法も可能である。すなわち、体表から浅い組織と深い組織の同時評価を、１回の測定で行うことが可能である。
なお、体表から、所定値よりも深い部分は低周波数の画像部分を使用し、浅い部分は高周波数の画像部分を使用するというように、２つのＭＲＥ画像を１つの画像に合成して表示することも可能である。

図９は撮影結果の一例の説明図であり、図９Ａは従来の撮影方法での撮影結果、図９Ｂは実施例２の撮影方法での撮影結果の説明図である。
図９Ａ、図９Ｂにおいて、各周波数の振動６６ａ，６６ｂに対するＭＲＥ画像の結果では、実施例２の方で、辺縁部においてエラー（精度が低い画像）が観測されたが、中央部分ではほぼ同様の結果が得られた。
辺縁部は、人体では皮膚の近傍であり、中央部は体内の奥の部分に相当する。そして、辺縁部については、医師が触診すれば診断が可能な部位であり、表面近傍のＭＲＥの結果については実際の診断における必要性が低い。したがって、体内について十分な精度で観測でき、ＭＲＥの画像としては実用上の問題は少ないことが確認された。

（変更例）
以上、本発明の実施例を詳述したが、本発明は、前記実施例に限定されるものではなく、特許請求の範囲に記載された本発明の要旨の範囲内で、種々の変更を行うことが可能である。本発明の変更例（Ｈ01）～（Ｈ03）を下記に例示する。
（Ｈ01）前記実施例において、磁石部２がリング状、いわゆる、トンネル型の磁気共鳴撮影装置を例示したが、これに限定されない。例えば、磁石部２がコの字型、いわゆる、オープン型の磁気共鳴撮影装置にも適用可能である。
（Ｈ02）前記実施例において、例示した具体的な数値は、設計や使用等に応じて、任意に変更可能である。

図１０は変更例の説明図である。
（Ｈ03）前記実施例２において、振動周波数は、第１の位相分解回数と第２の位相分解回数として、それぞれ４回と３回を例示したがこれに限定されない。振動の周波数に応じて、変更可能である。例えば、第１周波数が４０Ｈｚで第２周波数が９０Ｈｚとした場合、第１の位相分解回数を３回、第２の位相分解回数を４回に設定することで、実施例２と同様の撮影が可能となる。また、他にも、振動の周波数が高周波数になると、エコーの間隔が短くなるため、図１０に示すように、傾斜磁場６１の印加を間引きするような形でエコーの間隔が短くなりすぎず、且つ、１回の測定で、複数の振動位相の測定を行うように構成することも可能である。

１…撮影装置、
２…磁場発生装置、
１６…振動付与部材、
５１ｄ…傾斜磁場の印加手段、
５１ｅ…交番磁場の印加手段、
５３…受信手段、
５４ｃ…ＭＲ位相画像の取得手段、
６１…傾斜磁場、
６６，６６ａ，６６ｂ…振動、
６６ａ…第１周波数の振動、
６６ｂ…第２周波数の振動、
ＴＥ…エコー時間、
ＴＲ…繰り返し時間。

Claims (2)

1. 静磁場と、位置に応じて磁場が変化する傾斜磁場と、プロトンの磁気共鳴条件に基づいて予め設定された交番磁場と、を被検者の被検査部に対して発生させる磁場発生装置と、
   前記交番磁場を予め設定された繰り返し時間をあけて印加する交番磁場の印加手段と、
   前記交番磁場で励起された被検査部のプロトンが緩和する際に放出される電磁波を受信する時間であるエコー時間に基づいて、前記電磁波を受信する受信手段と、
   被検査部に振動を付与する振動付与部材であって、位相の異なる複数の振動を付与可能な振動付与部材と、
   前記磁場発生装置を制御して、被検査部に対して予め設定された方向からＭＲＥ用の前記傾斜磁場を印加する傾斜磁場の印加手段であって、前記振動の１周期に対して複数回の前記傾斜磁場を印加する前記傾斜磁場の印加手段と、
   前記傾斜磁場を印加する時期に対応する前記エコー時間に応じて取得された電磁波に基づいて、電磁波信号の取得時期が隣接する２つの電磁波信号の差分に基づいて、電磁波信号の位相に応じたＭＲ位相画像を取得するＭＲ位相画像の取得手段と、
   を備えたことを特徴とする撮影装置。
2. 予め定められた第１周波数の振動と、前記第１周波数とは異なる第２周波数の振動と、を重畳した重畳振動を前記被検査部に付与する前記振動付与部材と、
   前記第１周波数の１周期を第１の振動位相分解回数で分割し、且つ、前記第２周波数の１周期を前記第１の振動位相分解回数とは異なる第２の振動位相分割回数で分割する時期に前記傾斜磁場を印加する前記傾斜磁場の印加手段と、
   電磁波信号の取得時期が隣接する２つの電磁波信号の差分に基づいて、前記第１周波数の振動に対応するＭＲ位相画像と、前記第２周波数の振動に対応するＭＲ位相画像とを取得する前記ＭＲ位相画像の取得手段と、
   を備えたことを特徴とする請求項１に記載の撮影装置。

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