(57)【要約】【課題】被検体の画像におけるコントラストをさらに改善する。【解決手段】計測装置１００は、被検体１０の画像を、核磁気共鳴現象を利用して取得する。主磁場付与部１は、所定の大きさの主磁場を前記被検体に付与する。送信部３は、ラーモア周波数に等しい周波数の電磁波を被検体１０に送信する。受信部は、電磁波の照射による被検体１０からの核磁気共鳴信号を受信する。制御部５は、主磁場Ｇ１による被検体１０の全ての縦磁化が最大に達する前に、送信部３により、ＲＦパルスを被検体１０に照射させる。【選択図】図１
2014121418.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の画像を、核磁気共鳴現象を利用して取得する計測装置であって、
所定の大きさの主磁場を前記被検体に付与する主磁場付与部と、
ラーモア周波数に等しい周波数の電磁波を前記被検体に照射する送信部と、
前記電磁波の照射による前記被検体からの核磁気共鳴信号を受信する受信部と、
前記主磁場による前記被検体の全ての縦磁化が最大に達する前に、前記送信部により、前記電磁波を前記被検体に照射させる制御部と、
を備える計測装置。
【請求項２】
前記制御部の制御の下、前記主磁場が付与される領域に対して進入及び退避可能に前記被検体を移動させる移動体をさらに備え、
前記制御部は、
前記移動体を制御して、前記主磁場が付与される領域に前記被検体を進入させてから、前記被検体の全ての縦磁化が最大に達するまでの間に、前記送信部により、前記電磁波を前記被検体に照射させる、
ことを特徴とする請求項１に記載の計測装置。
【請求項３】
前記移動体は、
回転により、前記主磁場が付与される領域に対して前記被検体を通過させる回転テーブルであり、
前記制御部は、
前記回転テーブルを所定の速度で回転させ、前記被検体を前記主磁場が付与される領域に進入させてから所定の位置又は所定の時間経過後に、前記送信部により、前記電磁波を前記被検体に照射させる、
ことを特徴とする請求項２に記載の計測装置。
【請求項４】
前記主磁場付与部は、前記制御部の制御の下、発生させる磁場の大きさを調整可能であり、
前記制御部は、
前記主磁場付与部を制御して、前記被検体に付与される前記主磁場の大きさを所定の大きさとしてから、前記被検体の全ての縦磁化が最大に達するまでの間に、前記送信部により、前記電磁波を前記被検体に照射させる、
ことを特徴とする請求項１に記載の計測装置。
【請求項５】
被検体の画像を、核磁気共鳴現象を利用して取得する計測方法であって、
所定の大きさの主磁場を前記被検体に付与する主磁場付与工程と、
前記主磁場による前記被検体の全ての縦磁化が最大に達する前に、ラーモア周波数に等しい周波数の電磁波を前記被検体に照射する送信工程と、
前記電磁波の照射による前記被検体からの核磁気共鳴信号を受信する受信工程と、
を含む計測方法。
【請求項６】
被検体の画像を、核磁気共鳴現象を利用して取得する計測方法であって、
所定の大きさの主磁場を前記被検体に付与し、前記主磁場による前記被検体の全ての縦磁化が最大に達する前に、ラーモア周波数に等しい周波数の電磁波を前記被検体に照射し、前記電磁波に対する前記被検体からの核磁気共鳴信号を受信し、受信した核磁気共鳴信号に基づいて、前記被検体の第１の画像を生成する工程と、
前記主磁場を前記被検体に付与し、前記主磁場による前記被検体の全ての縦磁化が最大に達した後に、ラーモア周波数に等しい周波数の電磁波を前記被検体に照射し、前記電磁波に対する前記被検体からの核磁気共鳴信号を受信し、受信した核磁気共鳴信号に基づいて、前記被検体の第２の画像を生成する工程と、
前記第１の画像と前記第２の画像とを重ね合わせて最終画像を生成する工程と、
を含む計測方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、計測装置及び計測方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）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、緩和時間分布等を計測し、その計測データに基づく被検体の断面を画像表示するものである（例えば、特許文献１等参照）。均一な静磁場（主磁場）に置かれた被検体の原子核スピンは、静磁場（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なう。
【０００３】
この状態で、この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）を照射すると、スピンが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）。この照射を打ち切ると、スピンはそれぞれの状態に応じた時定数で、もとの低いエネルギー状態に戻り、このとき電磁波（核磁気共鳴信号；ＮＭＲ信号）を放出する。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信号をエコー信号ともいう。
【０００４】
ＭＲＩ装置は、検出されるＮＭＲ信号に位置情報を付加する目的で、スライス方向、エンコード方向、リードアウト方向に対応する３軸の傾斜磁場を主磁場空間に印加する。この結果、被検体内の各位置からの信号を周波数情報として分離、識別することが可能となる。ＭＲＩ装置は、このようにして得られたエコー信号列を２次元フーリエ変換手段によって分析することにより、２次元の画像情報を得る。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開平６−０９０９２１号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
最近では、ＭＲＩ装置における主磁場の強度が大きくなる傾向にある。主磁場の強度を大きくすれば、得られる画像において、肝臓や腎臓などの臓器の像がより鮮明となるためである。
【０００７】
一方、被検体の画像では、診断対象に関連する特定の化合物（体外から投与された造影剤又は生体内でラジカル中間体を形成する（フリーラジカルを有する）生体内因性の化合物）の分布する領域を他の領域に対してより強調して表示できるようにするのが望ましい。しかしながら、単に主磁場の強度を強くしても、上記特定の化合物が分布する領域とその化合物が分布していない領域との間のコントラストを大きくすることはできない。すなわち、主磁場の強度を大きくしても、被検体の画像におけるコントラストをさらに改善するのは困難である。
【０００８】
この発明は、上記実情に鑑みてなされたものであり、被検体の画像におけるコントラストをさらに改善することができる計測装置及び計測方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
上記目的を達成するために、本発明の第１の観点に係る計測装置は、
被検体の画像を、核磁気共鳴現象を利用して取得する計測装置であって、
所定の大きさの主磁場を前記被検体に付与する主磁場付与部と、
ラーモア周波数に等しい周波数の電磁波を前記被検体に照射する送信部と、
前記電磁波の照射による前記被検体からの核磁気共鳴信号を受信する受信部と、
前記主磁場による前記被検体の全ての縦磁化が最大に達する前に、前記送信部により、前記電磁波を前記被検体に照射させる制御部と、
を備える。
【００１０】
この場合、前記制御部の制御の下、前記主磁場が付与される領域に対して進入及び退避可能に前記被検体を移動させる移動体をさらに備え、
前記制御部は、
前記移動体を制御して、前記主磁場が付与される領域に前記被検体を進入させてから、前記被検体の全ての縦磁化が最大に達するまでの間に、前記送信部により、前記電磁波を前記被検体に照射させる、
こととしてもよい。
【００１１】
また、前記移動体は、
回転により、前記主磁場が付与される領域に対して前記被検体を通過させる回転テーブルであり、
前記制御部は、
前記回転テーブルを所定の速度で回転させ、前記被検体を前記主磁場が付与される領域に進入させてから所定の位置又は所定の時間経過後に、前記送信部により、前記電磁波を前記被検体に照射させる、
こととしてもよい。
【００１２】
また、前記主磁場付与部は、前記制御部の制御の下、発生させる磁場の大きさを調整可能であり、
前記制御部は、
前記主磁場付与部を制御して、前記被検体に付与される前記主磁場の大きさを所定の大きさとしてから、前記被検体の全ての縦磁化が最大に達するまでの間に、前記送信部により、前記電磁波を前記被検体に照射させる、
こととしてもよい。
【００１３】
また、本発明の第２の観点に係る計測方法は、
被検体の画像を、核磁気共鳴現象を利用して取得する計測方法であって、
所定の大きさの主磁場を前記被検体に付与する主磁場付与工程と、
前記主磁場による前記被検体の全ての縦磁化が最大に達する前に、ラーモア周波数に等しい周波数の電磁波を前記被検体に照射する送信工程と、
前記電磁波の照射による前記被検体からの核磁気共鳴信号を受信する受信工程と、
を含む。
【００１４】
また、本発明の第３の観点に係る計測方法は、
被検体の画像を、核磁気共鳴現象を利用して取得する計測方法であって、
所定の大きさの主磁場を前記被検体に付与し、前記主磁場による前記被検体の全ての縦磁化が最大に達する前に、ラーモア周波数に等しい周波数の電磁波を前記被検体に照射し、前記電磁波に対する前記被検体からの核磁気共鳴信号を受信し、受信した核磁気共鳴信号に基づいて、前記被検体の第１の画像を生成する工程と、
前記主磁場を前記被検体に付与し、前記主磁場による前記被検体の全ての縦磁化が最大に達した後に、ラーモア周波数に等しい周波数の電磁波を前記被検体に照射し、前記電磁波に対する前記被検体からの核磁気共鳴信号を受信し、受信した核磁気共鳴信号に基づいて、前記被検体の第２の画像を生成する工程と、
前記第１の画像と前記第２の画像とを重ね合わせて最終画像を生成する工程と、
を含む。
【発明の効果】
【００１５】
本発明によれば、主磁場による被検体の全ての縦磁化が最大に達する前に、送信部により、電磁波が被検体に照射される。このようにすれば、取得される画像において、被検体中の診断対象に関連する化合物が分布する領域とその化合物が分布していない領域との間のＴ1緩和の時間差を拡張することができる。この結果、被検体の画像におけるコントラストをさらに向上することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】本発明の実施の形態１に係る計測装置の概略的な構成を示すブロック図である。
【図２】主磁場による被検体の縦磁化の時間変動を示すグラフである。
【図３】図３（Ａ）乃至図３（Ｇ）は、図１の制御部によって実行されるパルスシーケンスのタイミングチャートである。
【図４】図１の制御部のパルスシーケンス中の処理の流れを示すフローチャートである。
【図５】造影剤の造影効果が改善される様子を説明するための図である。
【図６】図６（Ａ）は、被検体における全ての縦磁化が最大に達した後にＲＦパルスを照射した場合に得られる画像の一例を示す図である。図６（Ｂ）は、被検体における全ての縦磁化が最大に達する前にＲＦパルスを照射した場合に得られる画像の一例を示す図である。
【図７】被検体における全ての縦磁化が最大に達した後にＲＦパルスを照射した場合と、被検体における全ての縦磁化が最大に達する前にＲＦパルスを照射した場合とでの造影剤による造影効果の違いを示すグラフである。
【図８】本発明の実施の形態２に係る計測装置の上面図である。
【図９】図７の計測装置の概略的な構成図である。
【図１０】図１０（Ａ）は、本発明の実施の形態２に係る計測装置における回転速度と信号強度比との関係を示すグラフである。図１０（Ｂ）は、従来のＭＲＩ装置におけるシミュレーション結果を示すグラフである。
【図１１】本発明の実施の形態３に係る計測装置の概略的な構成を示すブロック図である。
【図１２】本発明の実施の形態４に係る計測装置の動作を示すフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
本発明の実施の形態について、図面を参照して詳細に説明する。
【００１８】
実施の形態１．
まず、本発明の実施の形態１について説明する。
【００１９】
図１には、本発明の実施の形態１に係る計測装置１００の概略的な構成が示されている。計測装置１００は、被検体１０の画像を、核磁気共鳴現象を利用して取得する。被検体１０は、主として、人や動物の体の少なくとも一部であるが、ファントムと呼ばれる疑似試料や、核磁気共鳴現象を利用して計測可能なあらゆるものが含まれる。被検体１０には、予め造影剤が投与されているか、生体内でラジカル中間体を形成する（フリーラジカルを有する）生体内因性の化合物が含まれているが、ここでは造影剤が投与されている場合について説明する。
【００２０】
図１に示すように、計測装置１００は、主磁場付与部１と、傾斜磁場付与部２と、送信部３と、受信部４と、制御部５と、表示部６とを備える。
【００２１】
主磁場付与部１は、所定の大きさの主磁場Ｇ１を被検体１０に付与する。主磁場Ｇ１は、磁場の強度が一定の主磁場である。主磁場Ｇ１により、被検体１０の周囲には、均一な磁場が形成される。主磁場Ｇ１の大きさは、例えば、１．５Ｔである。主磁場付与部１は、永久磁石、超伝導磁石又は常伝導磁石のいずれかで構成されている。
【００２２】
傾斜磁場付与部２は、後述する磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号）に被検体１０の位置情報を与えるための傾斜磁場を被検体１０に付与する。具体的には、互いに直交する３軸方向の傾斜磁場Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｒを被検体１０に付与する。Ｇｓをスライス選択用傾斜磁場といい、Ｇｐを位相エンコード用傾斜磁場といい、Ｇｒを周波数エンコード用（リードアウト用）磁場という。これらの傾斜磁場の加え方により、被検体１０の撮像断面が設定される。
【００２３】
送信部３は、高周波発振器、高周波増幅器及び高周波照射コイル等を備えている。送信部３は、高周波発振器から出力された高周波増幅器で増幅した後に、被検体１０に近接して設置された高周波照射コイルに供給して被検体１０に電磁波として照射する。この電磁波の周波数は、主磁場の強さによって定まるラーモア周波数に等しい。この電磁波をＲＦ（Radio Frequency）パルスという。すなわち、送信部３は、ＲＦ（Radio Frequency）パルスを被検体１０に照射する。ＲＦパルスは、被検体１０の撮像断面の生体組織を構成する原子の原子核のスピンを励起して、核磁気共鳴を起こさせるためのものである。
【００２４】
受信部４は、ＲＦパルスの照射による被検体１０から発生する核磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号）を受信する。より具体的には、受信部４は、高周波受信コイル、受信回路及びアナログ／ディジタル（Ａ/Ｄ）変換器等を備えている。送信部３の高周波照射コイルから電磁波が被検体１０に照射されると、被検体１０から生体組織の原子核の磁気共鳴によるエコー信号であるＮＭＲ信号が発生する。
【００２５】
このＮＭＲ信号は、被検体１０に近接して配置された高周波受信コイルにより受信される。受信されたＮＭＲ信号は、受信回路を介してＡ／Ｄ変換器に入力され、ディジタル信号に変換される。変換されたディジタル信号は、制御部５からの命令によるタイミングでサンプリングされた収集データとして、制御部５に送られる。
【００２６】
制御部５は、計測装置１００全体を制御する。制御部５は、コンピュータである。このコンピュータには、ＣＰＵ、メモリ、記憶装置、通信インターフェイス及びタイマなどが設けられている。記憶装置には、計測装置１００の制御プログラムが格納されている。この制御プログラムは、メモリに読み込まれた後、ＣＰＵによって実行される。ＣＰＵによる制御プログラムの実行により、制御部５は、通信インターフェイスを介して、計測装置１００の各部を制御する。タイマは後述するＲＦパルスの照射のタイミングを含むパルスシーケンスの制御等に用いられる。
【００２７】
制御部５は、被検体１０の断層像のデータ取得に必要な種々の命令を主磁場付与部１、傾斜磁場付与部２及び送信部３に送る。これにより、制御部５は、傾斜磁場付与部２に、スライスエンコード、位相エンコード、周波数エンコードの各傾斜磁場およびＲＦパルスを、所定のパルスシーケンスを実行して繰り返し発生させる。
【００２８】
また、このとき、制御部５は、主磁場Ｇ１による被検体１０の全ての縦磁化が最大に達する前に、送信部３により、ＲＦパルスを被検体１０に照射させるように送信部３を制御する。
【００２９】
このような制御を行う理由について説明する。
【００３０】
まず、主磁場Ｇ１による被検体１０の全ての縦磁化が最大に達した後に、ＲＦパルスを被検体１０に照射させるように送信部３を制御した場合について説明する。スピンエコー法の場合、被検体１０から発せられるＮＭＲ信号の信号強度Ｉは、次式のようになる。
【００３１】
【数１】
2014121418.tif 000003
ここで、ＴRは、繰り返し時間であり、Ｔ1は、縦緩和時間である。また、ＴEは、エコー時間であり、Ｔ2は、横緩和時間である。
【００３２】
さらに、造影剤存在下での縦緩和時間をＴ1cとする。また、造影剤の縦緩和度をｒ1とし、造影剤の濃度をｃとする。この場合、造影剤存在下での縦緩和時間Ｔ1cは、次式で表される。
【００３３】
【数２】
2014121418.tif 000004
ここで、Ｔ10は、造影剤非存在下での縦緩和時間である。
【００３４】
また、造影剤存在下での横緩和時間をＴ2cとする。また、造影剤の横緩和度をｒ2とすると、Ｔ2cは次式で表される。
【数３】
2014121418.tif 000005
ここで、Ｔ20は、造影剤非存在下での横緩和時間である。
【００３５】
造影剤非存在下の信号強度をＩ0（ｎｏｒｍａｌ）とする。上記式（１）より、Ｉ0（ｎｏｒｍａｌ）は、次の比例関係式で表される。
【数４】
2014121418.tif 000006
【００３６】
造影剤存在下の信号強度をＩC（ｎｏｒｍａｌ）とする。ＩC（ｎｏｒｍａｌ）は、次の比例関係式で表される。
【数５】
2014121418.tif 000007
【００３７】
造影剤非存在下の信号強度Ｉ0（ｎｏｒｍａｌ）と、造影剤存在下の信号強度ＩC（ｎｏｒｍａｌ）との信号強度比Ｒ（ｎｏｒｍａｌ）は、上記式（４）、式（５）から、次式のようになる。
【数６】
2014121418.tif 000008
上記式（６）に示すように、主磁場Ｇ１による被検体１０の縦磁化が飽和した後に、送信部３により、電磁波を被検体１０に照射した場合には、信号強度比Ｒ（ｎｏｒｍａｌ）は、主として造影剤の濃度ｃに基づく値となる。
【００３８】
続いて、この実施の形態に係る後述する回転型の計測装置（ＭＲＩ装置）１００のように、主磁場Ｇ１による被検体１０の縦磁化が飽和する前に送信部３により、電磁波を被検体１０に照射させるように送信部３を制御した場合について説明する。
【００３９】
被検体１０への主磁場Ｇ１の印加が開始され時点（ｔ＝０）から、送信部３により電磁波が照射される直前（ｔ＝ｔb）における縦磁化Ｍz（ｔ）は、次式で示される。
【数７】
2014121418.tif 000009
ただし、Ｂ0は主磁場Ｇ１の強度で、この場合、Ｂ0はｔの関数となる。また、Ｍz（０）＝０である。
【００４０】
また、縦緩和時間Ｔ1と、Ｂ0（ｔ）との間には、次のような比例関係がある（参考文献：監訳  荒木力（Allen D. Eister, Jonathan H. Brudette）:２章  核磁気共鳴序論、ＭＲＩ超講義２ｎｄ． Ed, pp.34-37, メディカル・サイエンス・インターナショナル、東京（2003）.）。
【数８】
2014121418.tif 000010
よって、上記式（２）、式（７）、式（８）より、ｔ＝ｔbにおける造影剤非存在下での縦磁化Ｍz0（ｔb）は次式のようになる。
【００４１】
【数９】
2014121418.tif 000011
【００４２】
また、ｔ＝ｔbにおける造影剤存在下での縦磁化ＭZC（ｔb）は、次式のようになる。
【数１０】
2014121418.tif 000012
【００４３】
ＲＦパルス（９０°パルスの場合）照射により、照射直後の時点ｔaにおける縦磁化ＭZ0（ｔa）、ＭZC（ｔa）は、ともに０になる。
【００４４】
エコー取得時（ｔ＝ＴE）、造影剤非存在下での信号強度Ｉ0（ｒｏｔ）は、次式のようになる。
【数１１】
2014121418.tif 000013
【００４５】
さらに、造影剤存在下での信号強度ＩC（ｒｏｔ）は、次式のようになる。
【数１２】
2014121418.tif 000014
【００４６】
上式の右辺は、次式のように変換される。
【数１３】
2014121418.tif 000015
【００４７】
よって、造影剤非存在下での信号強度Ｉ0（ｒｏｔ）と、造影剤存在下での信号強度ＩC（ｒｏｔ）との信号強度比Ｒ（ｒｏｔ）は、上記式（１１）、式（１３）より、次式のようになる。
【数１４】
2014121418.tif 000016
すなわち、信号強度比Ｒ（ｒｏｔ）は、送信部３により電磁波が照射される直前（ｔ＝ｔb）における縦磁化ＭZ0（ｔb）に対する縦磁化ＭZC（ｔb）が大きくなるほど、大きくなる。信号強度比Ｒ（ｒｏｔ）が大きければ大きいほど、造影剤が存在する領域と存在しない領域とのコントラストを大きくすることができる。このため、制御部５は、主磁場Ｇ１による被検体１０の全ての縦磁化が最大に達する前に、電磁波を被検体１０に照射させるように送信部３を制御する。
【００４８】
図２には、この実施の形態に係る被検体１０の縦磁化の変動の一例が示されている。図２では、造影剤が投与されていない状態（saline）、造影剤の濃度が０．５ｍＭ、１ｍＭ、２ｍＭ、５ｍＭの場合の縦磁化の変動がそれぞれ示されている。図２に示すように、すべての場合において、主磁場Ｇ１の印加が開始される前は、被検体の縦磁化は０であり、主磁場Ｇ１の印加が開始されたｔ＝ｔ０の時点から被検体１０の縦磁化が大きくなる。
【００４９】
縦磁化の増加度合は、造影剤の濃度によって異なる。増加度合は、造影剤が投与されていない状態で一番小さく、造影剤の濃度が０．５ｍＭ、１ｍＭ、２ｍＭ、５ｍＭと濃度が高くなるに連れて、増加度合が大きくなっている。ＲＦパルスが照射される直前のｔ＝ｔbでは、造影剤が存在していない領域と、造影剤が存在している領域とでは、縦磁化量が異なるため、前述のように、コントラストを大きくすることができる。
【００５０】
さらに、制御部５は、受信部４で受信されたＮＭＲ信号に基づいて、被検体１０の断面画像を構成する。構成された断面画像は、表示部６に出力される。
【００５１】
表示部６は、制御部５から入力した被検体１０の断面画像を表示する。
【００５２】
次に、計測装置１００の動作について説明する。
【００５３】
図３（Ａ）乃至図３（Ｇ）には、制御部５によって実行される所定のパルスシーケンスのタイミングチャートが示されている。また、図３（Ａ）には、主磁場付与部１により被検体１０に付与される主磁場の強度が示されている。図３（Ｂ）には、造影剤非存在の領域の縦磁化が示されている。
【００５４】
図３（Ｃ）には、送信部３によって照射されるＲＦパルスの変動が示されている。また、図３（Ｄ）には、傾斜磁場付与部２によって付与されるスライス選択用傾斜磁場Ｇｓの変動が示されている。また、図３（Ｅ）には、傾斜磁場付与部２によって付与される位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐの変動が示されている。また、図３（Ｆ）には、傾斜磁場付与部２によって付与される周波数エンコード用（リードアウト用）エンコード磁場Ｇｒの変動が示されている。また、図３（Ｇ）には、受信部４によって受信されたＮＭＲ信号の変動が示されている。
【００５５】
この図３（Ａ）乃至図３（Ｇ）に示すパルスシーケンスは、グラディエントエコー（ＧｒＥ）法のシーケンスである。
【００５６】
このグラディエントエコー法においては、まず、図３（Ａ）に示すように、制御部５は、まず、主磁場付与部１により被検体１０に、主磁場Ｇ１を付与させる。主磁場Ｇ１の付与により、図３（Ｂ）に示すように、被検体１０の縦磁化が増大する。
【００５７】
主磁場Ｇ１の付与から時間ｔb経過後、図３（Ｃ）に示すように、制御部５は、送信部３により、ＲＦパルスを被検体１０に照射させる。さらに、制御部５は、図３（Ｄ）に示すように、傾斜磁場付与部２により、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓを発生させるとともに、図３（Ｃ）に示すように、送信部３にＲＦパルスを発生させ、被検体１０の特定の領域の核スピンを励起して縦磁化を倒すことで横磁化を発生させる。
【００５８】
その後、制御部５は、図３（Ｅ）に示すように、傾斜磁場付与部２により、位相エンコード用傾斜磁場パルスＧｐを発生させ、次いで、図３（Ｆ）に示すように、傾斜磁場付与部２により、周波数エンコード用（リードアウト用）エンコード磁場Ｇｒを発生させる。これにより、図３（Ｇ）に示すように、受信部４にて、ＮＭＲ信号が計測される。
【００５９】
制御部５は、このようなシーケンスを、位相エンコード傾斜磁場Ｇｐの面積（印加時間について磁場強度を積分した値）を変えながら、例えば複数回繰り返し、複数のＮＭＲ信号を計測して、ｋ空間上のデータを取得する。制御部５は、このようにして得られたデータを用いてフーリエ変換を行って、実空間の画像データを生成する。
【００６０】
このグラディエントエコー法は、１８０度パルスを被検体１０に照射する必要がないことから、縦緩和時間Ｔ1を短縮することができる。このため、取得される画像は、Ｔ1強調画像となる。
【００６１】
なお、ＲＦパルスを照射してから、ＮＭＲ信号を受信するまでの時間ＴEは、対象とする組織等を考慮し予め設定され、例えば数ｍｓ程度である。
【００６２】
図４には、制御部５の処理の概略的な流れが示されている。図４に示すように、まず、制御部５は、主磁場Ｇ１が被検体１０に印加されるまで待つ（ステップＳ１；Ｎｏ）。主磁場Ｇ１が被検体１０に印加された否かの判定は、被検体１０の位置や、タイミング等によって行うことができる。
【００６３】
主磁場Ｇ１が被検体１０に印加されると（ステップＳ１；Ｙｅｓ）、制御部５は、計時を開始する（ステップＳ２）。
【００６４】
続いて、制御部５は、時間ｔbが経過するまで待つ（ステップＳ３；Ｎｏ）。時間ｔbが経過すると（ステップＳ３；Ｙｅｓ）、制御部５は、送信部３によってＲＦパルスを照射する（ステップＳ４）。続いて、制御部５は、被検体１０からの核磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号）を受信部４に受信させる（ステップＳ５）。
【００６５】
続いて、制御部５は、計測を完了するか否かを判定する（ステップＳ６）。計測が完了しない場合（ステップＳ６；Ｎｏ）、制御部５は、ステップＳ１に戻る。以降、計測を完了するまで（ステップＳ６；Ｙｅｓ）、ステップＳ１→Ｓ２→Ｓ３→Ｓ４→Ｓ５→Ｓ６が繰り返される。
【００６６】
図５には、造影剤の造影効果が増幅される様子が示されている。
【００６７】
図５には、主磁場Ｇ１の下でＲＦパルスが照射されたときの被検体１０の水プロトンの核スピンの磁化方向の変化が示されている。図５に示すように、主磁場Ｇ１により、核スピンの方向が１８０度方向に向いていた水プロトンは、ＲＦパルス（９０度パルス）の照射により９０度方向を向く。
【００６８】
その後、ＲＦパルスの照射が停止すると、図５に示すように、水プロトンの磁化方向は、９０度方向から１８０度方向に戻ろうとし、その戻り方、すなわち縦緩和時間Ｔ1は、被検体１０の各部分の状態によって異なる。図５に示す異なる組織の矢印ａ、ｂ、ｃ、ｄは、この縦緩和時間Ｔ1の違いを示している。これらの矢印は、長ければ長いほど縦緩和時間Ｔ1が短いことを示している。
【００６９】
例えば、図５において、矢印ａは、腎臓等の緩和時間の長い組織で、かつ、造影剤が分布していない領域での縦緩和時間Ｔ1を示す矢印である。また、矢印ｂは、肝臓等の緩和時間の短い組織で、かつ、造影剤が分布していない領域での縦緩和時間Ｔ1を示す矢印である。また、矢印ｃは、主磁場Ｇ１による被検体１０の縦磁化が飽和した後にＲＦパルスを照射した場合に、造影剤が分布した部分の縦緩和時間Ｔ1を示す矢印である。また、矢印ｄは、主磁場Ｇ１による被検体１０の縦磁化が飽和する前にＲＦパルスを照射した場合に、造影剤が分布している領域での縦緩和時間Ｔ1を示す矢印である。
【００７０】
図５において、矢印ｃと矢印ｄとの長さが違うように、主磁場Ｇ１による被検体１０の全ての縦磁化が最大に達する前にＲＦパルスが照射されているため、造影剤が分布する領域と、造影剤が分布しない領域とでは、パルス照射時の縦磁化の大きさが異なる（図２参照）。この結果、造影剤が分布する組織では、造影剤が分布しない組織に比べ、造影剤のＴ1の短縮効果が磁気的に増幅される。これにより、腎臓等の緩和時間の長い組織で、かつ、造影剤が分布していない領域（矢印ａ）や、肝臓等の緩和時間の短い組織で、かつ、造影剤が分布していない領域（矢印ｂ）と、造影剤が分布している領域（矢印ｄ）とのコントラストを、従来に比べ、格段に大きくすることができる。
【００７１】
図６（Ａ）には、主磁場の強度を変化させなかった場合に得られる画像が示されている。すなわち、図６（Ａ）の画像は、従来のＭＲＩ装置で撮像された断面画像である。また、図６（Ｂ）には、本実施の形態１に係る計測装置１で撮像された画像である。
【００７２】
図６（Ａ）及び図６（Ｂ）において、略円形の像は被検体１０の疑似試料（ファントム）の像を示す。これらの像のうち、Ａ、Ｂは造影剤が分布する疑似試料である。図６（Ａ）及び図６（Ｂ）を比較すると分かるように、図６（Ｂ）において、造影剤が分布する組織の輝度が、他の部分より増しており、造影剤が集まった部分と他の部分とのコントラストがより大きくなっている。また、造影剤が分布する領域と、そうでない領域との境界もより明確になっている。
【００７３】
図７には、縦磁化が飽和する前にＲＦパルスを照射した場合と、飽和した後にＲＦパルスを照射した場合での造影剤の濃度による造影効果の違いが示されている。図７において、横軸は、Ｔ1を短縮するガドリニウム化合物系のＧｄ−ＤＴＰＡ造影剤の濃度（ｍＭ）を示している。また、縦軸は、その濃度での造影効果（ｆｏｌｄ）を示している。
【００７４】
図７に示すように、Ｇｄ−ＤＴＰＡ造影剤の濃度が０．５ｍＭの場合には、この計測装置１００における造影剤の造影効果は約２倍（２００％）強であり、従来法と比べ、造影効果にはそれほどの差は出ていない。
【００７５】
しかしながら、Ｇｄ−ＤＴＰＡ造影剤の濃度が２．０ｍＭの場合には、縦磁化が飽和する前のＲＦパルスによる造影効果は４倍（４００％）となり、従来法、すなわち縦磁化が飽和した後のＲＦパルスによる照射の場合（２５０％程度）と比べ、造影効果にかなりの差が出ている。さらに、Ｇｄ−ＤＴＰＡ造影剤の濃度が５．０ｍＭの場合には、縦磁化が飽和する前のＲＦパルスによる造影効果は８倍（８００％）を超え、従来法（２６０％程度）と比べ、造影効果に著しい差が出ている。要するに、Ｇｄ−ＤＴＰＡ造影剤の濃度が例えば２．０ｍＭ以上１０．０ｍＭ以下の範囲では、その濃度が濃ければ濃いほど、縦磁化が最大となる前のＲＦパルスによる造影剤の造影効果は、顕著に表れる。この造影効果は、例えば、１０．０ｍＭから２０．０ｍＭの間でピークを有している（例えば、後述する図１０参照）。
【００７６】
以上詳細に説明したように、この実施の形態に係る計測装置１００では、主磁場Ｇ１による被検体１０の全ての縦磁化が最大に達する前に、送信部３により、電磁波が被検体１０に照射される。このようにすれば、取得される画像において、被検体１０中の造影剤が分布する領域と造影剤が分布していない領域との間のＴ1緩和の時間差を拡張することができる。この結果、被検体の画像におけるコントラストをさらに向上することができる。
【００７７】
実施の形態２．
次に、本発明の実施の形態２について説明する。
【００７８】
図８には、この実施の形態２に係る計測装置１００の上面図が示されている。また、図９には、図８の計測装置１００の概略的な内部構成が示されている。
【００７９】
図８に示すように、計測装置１００には、回転テーブル１１が設けられている。回転テーブル１１は、スピンドルモータ１２を中心に鉛直軸周りに回転する。図８には、回転テーブル１１の回転方向が矢印で示されている。
【００８０】
回転テーブル１１の周縁部には、ＲＦコイル３１が設けられている。また、計測装置１００の筐体５０の内部には、コイルユニット５２が設けられている。スピンドルモータ１２の回転により回転テーブル１１が回転すると、ＲＦコイル３１が、コイルユニット５２内を通過するようになる。
【００８１】
図９には、本実施の形態に係る計測装置１００の概略的な構成が示されている。図９に示すように、スピンドルモータ１２には、テーブル駆動部１３が接続されている。テーブル駆動部１３は、制御部５に接続されている。テーブル駆動部１３は、制御部５の制御の下、スピンドルモータ１２の回転を制御する。本実施の形態では、回転テーブル１１、スピンドルモータ１２、テーブル駆動部１３が移動体に対応する。
【００８２】
コイルユニット５２には、主磁場発生部１５が設けられている。主磁場発生部１５は、永久磁石、超伝導磁石又は常伝導磁石のいずれかである。主磁場発生部１５は、主磁場Ｇ１を発生させる。コイルユニット５２内に被検体１０が設置されると、被検体１０に主磁場Ｇ１が付与される。主磁場発生部１５は、制御部５の制御の下、主磁場発生ドライバ１７によって駆動される。
【００８３】
なお、回転テーブル１１、スピンドルモータ１２及びテーブル駆動部１３は、制御部５の制御の下、主磁場Ｇ１が付与される領域に対して進入及び退避可能に被検体１０を移動させる移動体であると言える。
【００８４】
ＲＦコイル３１内には、被検体１０がセットされている。ＲＦコイル３１は、ＲＦパルスを被検体１０に照射するとともに、被検体１０からのＮＭＲ信号を受信する。ＲＦコイル３１は、ＲＦコイルドライバ３２と、受信信号検出部４１と接続されている。
【００８５】
ＲＦコイルドライバ３２は、制御部５の制御の下、ＲＦコイル３１を駆動して、被検体１０にＲＦパルスを照射する。受信信号検出部４１は、ＲＦコイル３１で受信された被検体１０からのＮＭＲ信号を検出して、制御部５に送る。本実施の形態では、ＲＦコイル３１及びＲＦコイルドライバ３２が送信部３に対応し、ＲＦコイル３１及び受信信号検出部４１が受信部４に対応する。
【００８６】
コイルユニット５２には、傾斜磁場コイル２２が設けられている。傾斜磁場コイル２２は、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓと、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐと、周波数エンコード用（リードアウト用）磁場Ｇｒとを、被検体１０に付与する。傾斜磁場コイル２２は、それぞれ傾斜磁場発生ドライバ２４を介して、制御部５と接続されている。傾斜磁場発生ドライバ２４は、制御部５の制御の下、傾斜磁場コイル２２を駆動する。
【００８７】
制御部５は、回転テーブル１１を所定の速度で回転させ、被検体１０を主磁場Ｇ１が付与される領域に進入させてから被検体１０がコイルユニット５２内の所定の位置に到達したときに、ＲＦコイル３１により、ＲＦパルスを被検体１０に照射させる。所定の位置は、主磁場Ｇ１による被検体１０の全ての縦磁化が最大に達する前に到達する位置である。
【００８８】
なお、回転テーブル１１の回転速度については、任意の速度とすることができる。図１０（Ａ）には、回転速度に対する造影剤の造影効果の変動の様子が示されている。図１０（Ａ）では、造影剤の濃度を、０．５ｍＭ、１ｍＭ、２ｍＭ、５ｍＭ、１０ｍＭ、２０ｍＭ、５０ｍＭとしたときの造影効果がそれぞれ示されている。図１０（Ａ）に示すように、すべての濃度において、回転速度が１ｍ／ｓ以上では、回転速度が増加するにつれて、信号強度比が大きくなっている。これは、回転速度が速くなればなるほど、所定の位置に到達するまでの時間が短くなって、造影剤が存在する領域と存在しない領域との間の縦磁化の差が大きくなっているためと予想される。
【００８９】
一方、図１０（Ｂ）には、従来のＭＲＩ装置のシミュレーションの結果が示されている。図１０（Ｂ）に示すように、従来のＭＲＩ装置では、造影剤のすべての濃度について、繰り返し時間（ＴＲ）が短くなるほど（Ｔ1強調）、信号強度比が大きくなっている。ただし、５ｍＭの濃度以上では、Ｔ2短縮効果のために画像強度が減少している。このことは、縦磁化が飽和する前にＲＦパルスを照射することとは直接関係があるわけではない。
【００９０】
なお、本実施の形態では、被検体１０を主磁場Ｇ１が付与される領域に進入させてから被検体１０が所定の位置に到達したときにＲＦパルスを照射するとしたが、被検体１０を主磁場Ｇ１が付与される領域に進入させてから所定の時間経過後にＲＦパルスを照射するようにしてもよい。いずれにしても、被検体１０の全ての縦磁化が最高に達する前に、ＲＦパルスを照射すればよい。
【００９１】
なお、本実施の形態では、回転テーブル１１を駆動して、被検体１０を、主磁場Ｇ１が付与される位置を通過させたが、本発明はこれには限られない。所定の方向に移動するリニアテーブルを駆動して、被検体１０を、主磁場Ｇ１が付与される位置に対して退避・進入させるようにしてもよい。
【００９２】
実施の形態３．
次に、本発明の実施の形態３について説明する。
【００９３】
図１１には、本実施の形態に係る計測装置１００の概略的な構成が示されている。図１１に示すように、本実施の形態では、コイルユニット５３が設けられている。
【００９４】
コイルユニット５３が、主磁場発生部６１とスイッチ６２とを備える点については、上記実施の形態２におけるコイルユニット５２の構成と同じである。内部に被検体１０が納められたＲＦコイル３１は、テーブル７０上に載置されている。ＲＦコイル３１は、計測時にはコイルユニット５３内に収容される。
【００９５】
主磁場発生部６１は、スイッチ６２と接続されている。スイッチ６２は、電流源６３と接続されている。スイッチ６２は、制御部５によって切り替えられる。スイッチ６２が電流源６３に接続、すなわちオンになると、主磁場発生部６１は、主磁場Ｇ１を発生させる。また、スイッチ６２がオフになると、主磁場発生部６１は、主磁場Ｇ１の発生を停止する。
【００９６】
制御部５は、スイッチ６２をオンしてから、被検体１０の全ての縦磁化が最大に達する前に、送信部３（ＲＦコイル３１及びＲＦコイルドライバ３２）により、ＲＦパルスを被検体１０に照射する。
【００９７】
本実施の形態では、被検体１０への主磁場Ｇ１の印加を開始するために、被検体１０を移動させる必要がなくなるので、より高速な動作が可能となり、計測時間を短縮することができる。
【００９８】
なお、この実施の形態では、主磁場発生部６１は、主磁場Ｇ１を発生させるものとしたが、主磁場発生部６１は、制御部５の制御の下、発生させる磁場の大きさを調整可能であってもよい。この場合、制御部５は、主磁場発生部６１を制御して、被検体１０に付与される主磁場を所定の大きさＧ１としてから、被検体１０の全ての縦磁化が最大に達するまでの間に、ＲＦコイル３１により、ＲＦパルスを被検体１０に照射させるようにすればよい。
【００９９】
実施の形態４．
次に、本発明の実施の形態４について説明する。
【０１００】
本実施の形態に係る計測装置１００の構成は、上記実施の形態１の計測装置１００と同じである（図１参照）。
【０１０１】
図１２には、本実施の形態に係る計測装置１００の動作の流れが示されている。図１２に示すように、まず、制御部５は、図３（Ａ）乃至図３（Ｇ）のパルスシーケンスに従って、主磁場Ｇ１を被検体１０に付与してから全ての縦磁化が最大となる前に、送信部３にＲＦパルスを被検体１０に照射した後、受信部４にＮＭＲ信号を受信させる（ステップＳ１）。
【０１０２】
続いて、制御部５は、ステップＳ１で受信したＮＭＲ信号のデータに基づいて、上記実施の形態１と同様に、画像Ａを構成する（ステップＳ２）。この画像Ａは、造影剤が分布する領域と造影剤が分布していない領域とのコントラストが大きくなった画像となっている。
【０１０３】
続いて、制御部５は、主磁場Ｇ１を被検体１０に付与してから縦磁化が最大となった後に、ＲＦパルスの照射、ＮＭＲ信号の受信を行う（ステップＳ３）。
【０１０４】
続いて、制御部５は、ステップＳ３で受信されたＮＭＲ信号に基づいて、画像Ｂを構成する（ステップＳ４）。この画像Ａは、被検体１０が十分に縦磁化された後にＲＦパルスが照射されて得られる画像であるため、被検体１０の臓器等の組織がはっきりした画像となっている。
【０１０５】
続いて、制御部５は、画像Ａと、画像Ｂとを合成して、最終画像を生成する（ステップＳ５）。この最終画像は、造影剤が分布している領域と造影剤が分布していない領域とのコントラストが高く、かつ、被検体１０の臓器等の組織もはっきり映った画像となる。
【０１０６】
被検体１０の縦磁化が十分に飽和する前のＲＦパレス照射により得られた画像における造影剤が分布する領域では、造影剤が分布しない領域に比べて、相対的にコントラストが低下する。このため、画像Ａでは、臓器自体の像は、鮮明でなくなっている。しかしながら、本実施の形態では、臓器自体の像が鮮明に写った画像Ｂと画像Ａとを重ね合わせて最終的な画像を得ているので、例えば、微小な腫瘍などを高精度に検出するとともに、その腫瘍が出来た場所を高精度に特定することが可能となる。
【０１０７】
以上詳細に説明したように、上記各実施の形態によれば、主磁場Ｇ１による被検体１０の全ての縦磁化が飽和する前に、送信部３により、ＲＦパルスが被検体１０に照射される。このようにすれば、取得される画像において、披検体１０中の造影剤が分布する領域と造影剤が分布していない領域との間のＴ1緩和の時間差を拡張することができる。この結果、被検体の画像におけるコントラストをさらに向上することができる。
【０１０８】
（１）従来よりも造影剤の濃度を濃くすることができる。すなわち、従来では、造影剤の濃度を高くするにつれてＴ2短縮による効果がＴ1短縮による効果に優るため、造影剤の造影効果、すなわち縦緩和時間の短縮には限界があったが、上記各実施の形態では、被検体１０の縦磁化が飽和する前にＲＦパルスを照射しＴ1短縮効果を強調するので、造影剤が存在する領域と造影剤が存在しない領域との間のコントラストを大きくして、造影剤の濃度を高めたときの造影効果をより向上することが可能となる。
【０１０９】
（２）従来の装置に比べ、造影剤の濃度が薄くても、より正確な診断が可能となる。これにより、人体への悪影響に鑑みて、投与量を多くすることが困難な造影剤を用いる場合に、本発明は有効である。これにより、濃度を濃くすることができず、使用が困難であった造影剤の使用が可能となる可能性も出てくる。
【０１１０】
（３）勿論、従来から用いられていた造影剤を用いることもできる。このような造影剤を用いても、造影剤が分布する領域と他の領域とのコントラストを際立たせることができる。これにより、例えば、癌化した組織を、明確に画像化することができるようになる。
【０１１１】
また、上記各実施の形態によれば、造影剤が存在する場所と造影剤が存在しない場所とのコントラストを大きくすることができる結果、画像に含まれるノイズ成分を小さくしてＳ／Ｎ比も向上させることができる。
【０１１２】
なお、上記各実施の形態では、いわゆるグラディエントエコー法を用いて、画像を取得した。しかしながら、本発明はこれには限られず、スピンエコー法、高速スピンエコー法又はエコープレナー法で、画像を取得するようにしてもよい。Ｔ1強調画像を撮像する方法であれば、本発明を、あらゆる方法に適用することができる。さらに、磁場強度（環境）が一定の装置を用い計測する場合にも本発明を適用することができる。この場合には、被検体１０側で受ける磁場強度を調整すればよい。例えば、被検体１０に磁場シールドカバー等をかけ、計測開始時に手動又は自動でカバーを外すなどして被検体１０に磁場を与えるのを遅らせて、被検体１０の全ての縦磁化が最大に達する前に電磁波を被検体１０に照射するように調整すればよい。
【０１１３】
また、上記各実施の形態では、被検体１０をねずみ等の小動物としたが、これには限られず、人体や他の動物であってもよいし、それらの一部や疑似試料（ファントム）であってもよい。また、造影剤は、診断対象によって変更することができる。
【０１１４】
また、上記各実施の形態では、造影剤が投与された被検体１０を検査対象とする場合について説明したが、本発明はこれには限られない。本発明は、例えばオーバーハウザー（Overhauser）効果を利用したＭＲＩ測定方法（フリーラジカルの電子スピンを励起させ、その後、水分子の水素核スピンを偏極させてＭＲＩ測定を行う画像化方法）を用いた場合、体外から投与された造影剤は下より、生体内でラジカル中間体を形成する（フリーラジカルを有する）生体内因性分子に対しても高い造影効果を発揮する。このような生体内因性分子には、具体的には、体内に存在するユビキノンやアスコルビン酸などがある。本発明は、造影効果を有するあらゆる分子を含む被検体１０の画像を、核磁気共鳴現象を利用して取得するのに有効である。
【０１１５】
また、上記各実施の形態では、被検体１０を主磁場付与部１に対して移動させたが、主磁場付与部１を被検体１０に対して移動させるようにしてもよい。
【０１１６】
なお、上記各実施の形態において、実行されるプログラムは、フレキシブルディスク、ＣＤ−ＲＯＭ（Compact Disc Read-Only Memory）、ＤＶＤ（Digital Versatile Disc）、ＭＯ（Magneto-Optical Disc）等のコンピュータ読み取り可能な記録媒体に格納して配布し、そのプログラムをインストールすることにより、上述のプログラムを実行するシステムを構成することとしてもよい。
【０１１７】
また、プログラムをインターネット等の通信ネットワーク上の所定のサーバ装置が有するディスク装置等に格納しておき、例えば、搬送波に重畳させて、ダウンロード等するようにしてもよい。
【０１１８】
また、上述の機能を、ＯＳ（Operating System）が分担して実現する場合又はＯＳとアプリケーションとの協働により実現する場合等には、ＯＳ以外の部分のみを媒体に格納して配布してもよく、また、ダウンロード等してもよい。
【０１１９】
本発明は、この発明の広義の精神と範囲を逸脱することなく、様々な実施の形態及び変形が可能とされるものである。また、上述した実施の形態は、本発明を説明するためのものであり、この発明の範囲を限定するものではない。すなわち、本発明の範囲は、実施の形態ではなく、特許請求の範囲によって示される。そして、特許請求の範囲内及びそれと同等の発明の意義の範囲内で施される様々な変形が、この発明の範囲内とみなされる。
【産業上の利用可能性】
【０１２０】
本発明は、核磁気共鳴現象を利用して被検体の画像を取得する装置に好適である。本発明を適用することにより、ＭＲＩ装置を適用可能な分野は、飛躍的に拡大する。
【符号の説明】
【０１２１】
１    主磁場付与部
２    傾斜磁場付与部
３    送信部
４    受信部
５    制御部
６    表示部
１０  被検体
１１    回転テーブル
１２    スピンドルモータ
１３    テーブル駆動部
１５    主磁場発生部
１７    主磁場発生ドライバ
２２    傾斜磁場コイル
２４    傾斜磁場発生ドライバ
３１    ＲＦコイル
３２    ＲＦコイルドライバ
４１    受信信号検出部
５０    筐体
５２、５３    コイルユニット
６１    主磁場発生部
６２    スイッチ
６３    電流源
７０    テーブル
１００    計測装置
【図１】
2014121418.tif 000017
【図２】
2014121418.tif 000018
【図３】
2014121418.tif 000019
【図４】
2014121418.tif 000020
【図５】
2014121418.tif 000021
【図７】
2014121418.tif 000022
【図８】
2014121418.tif 000023
【図９】
2014121418.tif 000024
【図１１】
2014121418.tif 000025
【図１２】
2014121418.tif 000026
【図６】
2014121418.tif 000027
【図１０】
2014121418.tif 000028