(57)【要約】  画像生成装置において、取得部は、静磁場及び高周波磁場を被検体に印加することによって被検体から発せられる磁気共鳴信号の位相を取得する（ステップＳ１０２）。計算部は、取得した位相の、前記静磁場の方向における所定の距離当たりの変化量を計算する（ステップＳ１０３）。生成部は、計算した変化量に依存するパラメータの位置分布を表す画像を生成する（ステップＳ１０６）。
2013147281.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場及び高周波磁場を被検体に印加することによって該被検体から発せられる磁気共鳴信号の位相を取得する取得部と、
前記取得した位相の、前記静磁場の方向における所定の距離当たりの変化量を計算する計算部と、
前記計算した変化量に依存するパラメータの位置分布を表す情報を生成する生成部と、
を備えることを特徴とする発熱分布を示す情報を生成する装置。
【請求項２】
前記パラメータは、前記計算した変化量の二乗に比例する、
ことを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項３】
前記計算部は、前記取得した位相の、前記静磁場の方向に垂直な方向における前記所定の距離当たりの変化量をさらに計算し、
前記生成部は、前記計算した前記静磁場の方向における変化量の二乗と、前記計算した前記静磁場の方向に垂直な方向における変化量の二乗と、を所定の割合で加算したパラメータの位置分布を表す情報を生成する、
ことを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項４】
前記計算部は、前記取得した位相の、前記静磁場の方向に垂直な互いに直交する２方向における前記所定の距離当たりの変化量をさらに計算し、
前記生成部は、前記計算した前記静磁場の方向における変化量の二乗と、前記計算した前記静磁場の方向に垂直な互いに直交する２方向における変化量の和の二乗と、を実質的に２対１の割合で加算したパラメータの位置分布を表す画像を生成する、
ことを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項５】
前記高周波磁場の強度は、前記被検体の磁気共鳴撮像時に該被検体に印加するべき高周波磁場の強度よりも低い、
ことを特徴とする請求項１から４のいずれか１項に記載の装置。
【請求項６】
前記高周波磁場の強度は、前記被検体の磁気共鳴撮像時に該被検体に印加するべき高周波磁場の強度の１／２０よりも低い、
ことを特徴とする請求項５に記載の装置。
【請求項７】
前記パラメータの位置分布から予測される発熱量を表す画像を生成する画像生成部、をさらに備えることを特徴とする請求項１から６のいずれか１項に記載の装置。
【請求項８】
前記位置分布から予測される発熱量が所定の許容量を超える場合に、警告を発する警告部、
をさらに備えることを特徴とする請求項１から７のいずれか１項に記載の装置。
【請求項９】
前記位置分布から予測される発熱量が所定の許容量を超える場合に、前記発熱量が前記許容量を超えないように、前記被検体の磁気共鳴撮像時に設定するべき撮像条件を決定する決定部、
をさらに備えることを特徴とする請求項１から８のいずれか１項に記載の装置。
【請求項１０】
請求項１から９のいずれか１項に記載の装置を備える磁気共鳴画像装置。
【請求項１１】
静磁場及び高周波磁場を被検体に印加することによって該被検体から発せられる磁気共鳴信号の位相を取得する取得ステップと、
前記取得した位相の、前記静磁場の方向における所定の距離当たりの変化量を計算する計算ステップと、
前記計算した変化量に依存するパラメータを表す情報を生成する生成ステップと、
を備えることを特徴とする方法。
【請求項１２】
コンピュータを、
静磁場及び高周波磁場を被検体に印加することによって該被検体から発せられる磁気共鳴信号の位相を取得する取得部、
前記取得した位相の、前記静磁場の方向における所定の距離当たりの変化量を計算する計算部、
前記計算した変化量に依存するパラメータを表す情報を生成する生成部、
として機能させることを特徴とするプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、発熱分布情報を生成する装置と方法、磁気共鳴画像装置及びプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
核磁気共鳴現象を利用して被検体の内部の情報を画像化する磁気共鳴画像（ＭＲＩ；Magnetic Resonance Imaging）技術がある。ＭＲＩ技術は、被検体の組織を非侵襲的に画像化でき、特に脳や筋肉などの軟部組織に対して優れた分解能を有するため、広く普及している。また、印加する磁場の強度が高いほど詳細な画像が得られるため、高磁場化が進んでいる。【０００３】
ＭＲＩ装置は、高周波で変動する磁場を被検体に印加する。このため、この変動磁場により誘導された電流が発生する場合がある。誘導電流が発生すると、画像の精度が低下することに加え、そのジュール熱によって発熱する場合がある。このような誘導電流による発熱について、例えば、非特許文献１は、ＭＲＩを用いた方法において、磁場の強度分布から発熱量の分布を求める技術を開示している。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００４】
【非特許文献１】Ｕ．Ｋａｔｓｃｈｅｒ，  Ｔ．Ｖｏｉｇｔ，  Ｃ．Ｆｉｎｄｅｋｌｅｅ，  Ｐ．Ｖｅｒｎｉｃｋｅｌ，  Ｋ．Ｎｅｈｒｋｅ，  Ｏ．Ｄｏｓｓｅｌ．  ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ  ｏｎ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ，  Ｖｏｌ．２８，  Ｎｏ．９，  ｐｐ．１３６５−１３７４，  ２００９
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
非特許文献１に開示された方法によって発熱量の分布を求めるためには、ＭＲＩによって実際に被検体の画像を取得する程度にまで磁場の強度を高める必要がある。その結果、実際に被検体の高精度な磁気共鳴画像を取得する前に発熱量の分布を得ることが困難である。また、ＭＲＩ装置のハードウェアを大幅に変更することで発熱箇所を知る方法も提案されているが、臨床用のＭＲＩには適用し難い。そのため、臨床用のＭＲＩに適用でき、高い強度の磁場を被検体に印加することなく発熱量、その分布等を予測する装置・方法等が求められている。【０００６】
この発明は上記のような問題点を解決するためになされたものであり、高周波磁場の印加に伴う発熱量を予測するのに好適な装置、方法、プログラム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】
【０００７】
上記目的を達成するため、本発明の第１の観点に発熱分布を示す情報を生成する装置は、
静磁場及び高周波磁場を被検体に印加することによって該被検体から発せられる磁気共鳴信号の位相を取得する取得部と、
前記取得した位相の、前記静磁場の方向における所定の距離当たりの変化量を計算する計算部と、
前記計算した変化量に依存するパラメータの位置分布を表す情報を生成する生成部と、
を備える。【０００８】
前記パラメータは、例えば、前記計算した変化量の二乗に比例する。【０００９】
例えば、前記計算部は、前記取得した位相の、前記静磁場の方向に垂直な方向における前記所定の距離当たりの変化量をさらに計算し、前記生成部は、前記計算した前記静磁場の方向における変化量の二乗と、前記計算した前記静磁場の方向に垂直な方向における変化量の二乗と、を所定の割合で加算したパラメータの位置分布を表す情報を生成する。【００１０】
例えば、前記計算部は、前記取得した位相の、前記静磁場の方向に垂直な互いに直交する２方向における前記所定の距離当たりの変化量をさらに計算し、前記生成部は、前記計算した前記静磁場の方向における変化量の二乗と、前記計算した前記静磁場の方向に垂直な互いに直交する２方向における変化量の和の二乗と、を実質的に２対１の割合で加算したパラメータの位置分布を表す画像を生成する。【００１１】
前記高周波磁場の強度は、例えば、前記被検体の磁気共鳴撮像時に該被検体に印加するべき高周波磁場の強度よりも低い。前記高周波磁場の強度は、例えば、前記被検体の磁気共鳴撮像時に該被検体に印加するべき高周波磁場の強度の１／２０よりも低い。【００１２】
前記パラメータの位置分布から予測される発熱量を表す情報として、画像情報を生成してもよい。【００１３】
前記位置分布から予測される発熱量が所定の許容量を超える場合に、警告を発する警告部を配置しても良い。【００１４】
前記位置分布から予測される発熱量が所定の許容量を超える場合に、前記発熱量が前記許容量を超えないように、前記被検体の磁気共鳴撮像時に設定するべき撮像条件を決定する決定部を配置してもよい。【００１５】
上記目的を達成するため、本発明の第２の観点に係る磁気共鳴画像装置は、上記の情報生成装置を備える。【００１６】
上記目的を達成するため、本発明の第３の観点に係る方法は、
静磁場及び高周波磁場を被検体に印加することによって該被検体から発せられる磁気共鳴信号の位相を取得する取得ステップと、
前記取得した位相の、前記静磁場の方向における所定の距離当たりの変化量を計算する計算ステップと、
前記計算した変化量に依存するパラメータを表す情報を生成する生成ステップと、
を備える。【００１７】
上記目的を達成するため、本発明の第４の観点に係るプログラムは、
コンピュータを、
静磁場及び高周波磁場を被検体に印加することによって該被検体から発せられる磁気共鳴信号の位相を取得する取得部、
前記取得した位相の、前記静磁場の方向における所定の距離当たりの変化量を計算する計算部、
前記計算した変化量に依存するパラメータを表す情報を生成する生成部、
として機能させる。
【発明の効果】
【００１８】
本発明によれば、高周波磁場の印加に伴う発熱量の予測分布を求めるための情報を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】本発明の実施形態に係る画像生成装置が使用されるＭＲＩ装置の概要を説明するための図である。
【図２】画像生成装置の概要構成例を示すブロック図である。
【図３】高周波磁場の印加に伴って磁化ベクトルが向きを変える様子を示す図である。
【図４】誘導磁場の発生に伴って磁化ベクトルの位相が変化する様子を示す図である。
【図５】誘導磁場の発生に伴って磁化ベクトルの位相が変化する様子を示す別の図である。
【図６】画像生成処理の動作の一例を示すフローチャートである。
【図７】（ａ）は、本発明の方法により作成された発熱量の予測分布を示す図である。（ｂ）は、従来技術の方法により作成された発熱量の分布を示す図である。
【図８】（ａ）は、実験に用いた測定対象の概要を表す図である。（ｂ）は、実験に用いた測定対象の写真を加工した図である。
【図９】（ａ）は、低強度の高周波磁場の印加の下で作成された発熱量の予測分布を示す図である。（ｂ）は、高強度の高周波磁場の印加の下で発熱したファントムの様子を示す図である。
【図１０】ＭＲＩの撮像条件を制御する処理の一例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】
【００２０】
以下、本発明の実施形態について図面を参照して説明する。
【００２１】
本実施形態に係る画像生成装置は、磁気共鳴画像（ＭＲＩ；Magnetic Resonance Imaging）によって被検体の内部の情報を画像化する方法において、誘導電流による発熱量の分布を予測するため、磁気共鳴信号（ＭＲ信号）の位相変化の分布を表す情報を生成する。この情報の形態は任意であるが、本実施形態においては、磁気共鳴信号の位相変化の分布を表す画像情報であるとする。また、後述するように、この位相変化は、その位置での発熱量に対応する。
【００２２】
図１は、本発明の実施形態に係る画像生成装置が使用されるＭＲＩ装置の概要を説明するための図である。本実施形態におけるＭＲＩ装置２００は、既知の方法で被検体の内部を表す画像を生成することのできるものである。以下、ＭＲＩ装置２００の主な構成について、簡単に説明する。
【００２３】
ＭＲＩ装置２００は、ガントリ２１０、静磁場制御装置２２０、傾斜磁場制御装置２３０、高周波送信器２４０、高周波受信器２５０、等から構成される。
【００２４】
ガントリ２１０の内側には、被検体の一例である生体３００が載置される。ガントリ２１０内には、静磁場用磁石２１１と、傾斜磁場コイル２１２と、送信コイル２１３と、受信コイル２１４とが、被検体の周囲を取り囲むように配置される。
【００２５】
なお、以下では、ＭＲＩ装置２００は一般的な横型のＭＲＩ装置であり、静磁場の方向、すなわちガントリ２１０内に被検体が挿入される方向をｚ方向、ｚ方向に垂直な水平面内の方向をｘ方向、鉛直上方向をｙ方向として説明する。しかし、本発明におけるＭＲＩ装置２００は、横型のＭＲＩ装置に限らず、縦型のＭＲＩ装置のような他のタイプのものであってもよい。例えばＭＲＩ装置２００が縦型のＭＲＩ装置である場合は、静磁場の方向であるｚ方向を鉛直方向、ｘ方向とｙ方向を水平面内の方向となるように座標軸を定めることによって、ＭＲＩ装置２００が横型のＭＲＩ装置である場合と同様に説明可能である。
【００２６】
静磁場制御装置２２０は、静磁場用磁石２１１を制御し、ガントリ２１０内に均一な磁場を発生させて被検体中の原子核スピンに配向性を与える。静磁場用磁石２１１は、例えば電磁石コイルや多チャンネルの電磁石から構成されるシムコイルから構成され、適宜の冷却装置や恒温装置等による制御のもと、ガントリ２１０内のｚ方向に均一な静磁場を発生させる。ｚ方向に発生した静磁場によって、被検体中の水素原子核のスピンの向きがｚ方向に揃えられる。なお、静磁場用磁石２１１は、永久磁石であってもよいし、常電導電磁石や超電導電磁石であってもよい。
【００２７】
傾斜磁場制御装置２３０は、傾斜磁場コイル２１２を制御し、ガントリ２１０内に傾斜した強度の磁場を発生させる。より詳細には、傾斜磁場コイル２１２は、３次元の位置情報が得られるように、ｘ方向、ｙ方向、ｚ方向のそれぞれに傾斜した磁場を発生させるための３組のコイルから構成される。このようにガントリ２１０内の位置によって印加される磁場の強さを変化させることで、歳差運動の周波数や位相が位置によって変化する。そのため、被検体中の水素原子核から取得される信号に位置情報が付加される。
【００２８】
高周波送信器２４０は、送信コイル２１３を制御して、高周波（ＲＦ；Radio Frequency）パルスを被検体に加えることによって、高周波磁場を発生させる。このＲＦパルスは、静磁場が印加された方向に垂直な面（ｘｙ面）内において回転するように加えられる。歳差運動する原子核に共鳴する周波数で回転するＲＦパルスが加えられると、原子核が励起され、歳差運動の位相も揃う。一方で、ＲＦパルスの印加が止められると、励起された原子核は定常状態に戻る。
【００２９】
高周波受信器２５０は、受信コイル２１４を制御して、被検体中の励起された原子核が定常状態に緩和される過程で発せられる磁気共鳴信号（ＭＲ信号）を受信する。高周波受信器２５０は、適宜の増幅器やフィルタ、アナログ／デジタル変換器等によって構成され、受信したＭＲ信号をデジタル処理が可能なデータに変換する。変換されたデータは、汎用のコンピュータに送られ、フーリエ変換等の画像処理がされた後に、被検体内部を表す画像が生成される。
【００３０】
ＭＲＩ装置２００では、高周波磁場のような時間変動する磁場が印加されるため、ファラデーの電磁誘導の法則により、誘導電流が発生する。誘導された電流は、生体３００の一部や周囲の金属ケーブル等にループ形状の回路が偶然形成されると、渦電流となって特に集中的に流れる。渦電流が発生すると、その電流によって誘導された磁場によってＭＲ信号による撮像精度を低下させるだけでなく、そのジュール熱によって熱せられる場合があり、好ましくない。本実施形態の画像生成装置１００は、渦電流による発熱量を予測するため、ＭＲ信号の位相情報に着目し、その位置分布を表す画像情報を生成する。
【００３１】
画像生成装置１００は、ＭＲＩ装置２００に接続され、高周波受信器２５０によって受信されたＭＲ信号のデータを取得し、ＭＲ信号の位相変化量を含むパラメータの位置分布を表す画像を生成する。
【００３２】
図２は、画像生成装置１００の概要構成例を示すブロック図である。画像生成装置１００は、制御部１１０と、記憶部１２０と、表示部１３０と、操作部１４０と、通信部１５０と、を備える。これら各部は、バスを介して相互に接続される。
【００３３】
制御部１１０は、例えばＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＲＯＭ（Read Only Memory）、及びＲＡＭ（Random Access Memory）などから構成される。制御部１１０では、ＣＰＵが、ＲＡＭをワークメモリとして用いてＲＯＭや記憶部などに記憶されている各種プログラムを適宜実行することにより、画像生成装置１００の各部の動作を制御する。
【００３４】
記憶部１２０は、例えばハードディスクやフラッシュメモリのような不揮発性メモリ等から構成される。記憶部１２０は、画像生成処理のために必要な各種データを記憶する。
【００３５】
表示部１３０は、例えばＣＲＴ（Cathode Ray Tube）やＬＣＤ（Liquid Crystal Display）等から構成される。表示部１３０は、制御部１１０による制御のもと、画像生成装置１００によって生成された画像や、操作者が画像生成装置１００を操作するための画像等、各種画像を表示する。
【００３６】
操作部１４０は、例えばキーボードやマウス等から構成される。操作者は、操作部１４０を操作して、ＭＲＩ装置２００から画像情報を取得するための指示等、各種操作指示を入力する。
【００３７】
通信部１５０は、画像生成装置１００の外部と接続するための適宜の通信装置から構成される。通信部１５０は、ＭＲＩ装置２００に接続され、制御部１１０の制御のもと、ＭＲＩ装置２００とデータのやり取りを行う。また、通信部１５０は、適宜の変復調装置等によってネットワークに接続され、他のコンピュータとデータのやり取りをできるようにしてもよい。
【００３８】
なお、このような画像生成装置１００は、ＭＲＩ装置２００の外部に接続されることに限らず、ＭＲＩ装置２００の内部に組み込まれるものであってもよい。すなわち、ＭＲＩ装置２００が画像生成装置１００を備えていてもよい。また、画像生成装置１００は、通常のＭＲＩ検査において用いられる画像処理用のコンピュータと同一のものであってもよい。
【００３９】
以下、本実施形態の画像生成装置１００が画像生成に用いるＭＲ信号の位相変化について、図３〜図５を参照して説明する。
【００４０】
図３は、ＲＦパルスの印加に伴って磁化ベクトルが向きを変える様子を示す図である。図３では、ｘｙ平面内において回転するように印加されたＲＦパルスによって高周波磁場Ｂ１がちょうどｘ’方向を向いて静止するような回転座標系ｘ’ｙ’を用いて説明する。
【００４１】
ここで、磁化ベクトルとは、被検体中の原子核スピンの合成ベクトルである。ＲＦパルスが加えられない状態では、静磁場Ｂ0の方向を軸として原子核のそれぞれが独立に歳差運動するため、その合成ベクトルである磁化ベクトルは静磁場Ｂ0の方向（ｚ方向）を向く。一方、ＲＦパルスが加えられ高周波磁場Ｂ1が印加されると、一部の原子核が励起されるとともに歳差運動の位相が揃うため、磁化ベクトルは、静磁場Ｂ0の方向から逸れた方向にフリップする。図３に示すように、磁化ベクトルは、ｘ’方向の高周波磁場Ｂ１によってｙ’方向に倒れるようにその向きを変える。
【００４２】
このときの変化した角度、すなわち磁化ベクトルの方向と静磁場Ｂ0の方向（ｚ方向）と間の角度を、フリップ角（ＦＡ；Flip Angle）と表す。一般的に、ＦＡは、０度から１８０度までの値をとり、高周波磁場Ｂ1の強度に比例した大きさの角度となる。理解を容易にするため、図３の例では、ＦＡが９０度となるような強度の高周波磁場Ｂ1が印加されたときの様子が示されている。
【００４３】
これに対し、図４は、渦電流による誘導磁場の発生に伴って磁化ベクトルの位相が変化する様子を示す。
【００４４】
渦電流が発生すると、電磁誘導の法則により、回転する高周波磁場Ｂ1の変化を弱める方向に磁場が誘導される。そのため、回転方向とは逆方向に誘導磁場Ｂｉが発生する。この誘導磁場Ｂiと高周波磁場Ｂ1とが合成された実効磁場Ｂは、高周波磁場Ｂ1よりも位相が遅れたものになる。
【００４５】
このように位相の遅れた実効磁場が生成されると、実効磁場によってフリップする磁化ベクトルの位相も、同じだけ遅れる。具体的に説明すると、図３のように誘導磁場Ｂｉが発生していない状態では、磁化ベクトルはｚ方向からｙ’方向に倒れるようにその向きを変えた。一方で、図４のように誘導磁場Ｂｉが発生すると、磁化ベクトルは、ｙ’方向から逸れた方向にフリップする。このときのｙ’方向からの位相変化量φは、実効磁場Ｂの高周波磁場Ｂ１からの位相変化量と同じ値となる。
【００４６】
このような磁化ベクトルの位相変化の大きさは、異なる強度の高周波磁場Ｂ1が印加された場合にも、同じものとなる。具体的に図５を参照して説明する。
【００４７】
図５は、図４に示した高周波磁場Ｂ1よりも低い強度の高周波磁場Ｂ1’が印加されたときの様子を示す。このとき磁化ベクトルがｚ方向からフリップする角度ＦＡ’は、低い強度の高周波磁場Ｂ1’を反映して、図４に示したＦＡよりも小さなものとなる。一方で、渦電流による誘導磁場Ｂｉの強度は高周波磁場Ｂ1’の強度に比例するため、実効磁場Ｂの高周波磁場Ｂ1’からの位相変化は、高周波磁場の強度によらずに同じ値をとる。そのため、実効磁場によってフリップする磁化ベクトルの位相変化量φも、高周波磁場Ｂ1’の強度によらずに同じ値をとる。
【００４８】
このように位相が変化した原子核から発せられるＭＲ信号の位相も同じように変化したものになるため、ＭＲ信号の位相情報は、渦電流の発生を調べるための指標となる。また、位相変化量φは、高周波磁場の強度に依存しないものであるため、高い強度の高周波磁場を印加することなく渦電流の発生を予測することができる好適な指標となる。
【００４９】
さらに以下では、渦電流のジュール熱による発熱量ＳＡＲ（Specific Absorption Rate）とＭＲ信号の位相情報との関係について、より定量的に説明する。
【００５０】
被検体の導電率をσ、渦電流の電界ベクトルをＥ→と表すと、渦電流により引き起こされる被検体における単位質量当たりの発熱量ＳＡＲは、式（１）により表される。
【数１】
2013147281.tif 000003
【００５１】
即ち、単位質量当たりの発熱量ＳＡＲは、渦電流による電界ベクトルＥ→の大きさの２乗に導電率σを乗算した値に比例する。
ここで、Ｂ→を高周波磁場ベクトルＢ1→と誘導磁場ベクトルＢｉ→の和である実効磁場ベクトルとすると、電界ベクトルＥ→は、式（２）で表される。この式で、ｒｏｔは回転の演算子、μは被検体の透磁率、εは被検体の誘電率、ωは共鳴周波数に２πを乗じたものである。
【数２】
2013147281.tif 000004
【００５２】
すなわち、渦電流を誘導する電界ベクトルＥ→の大きさは、実効磁場ベクトルＢ→の回転の大きさ｜ｒｏｔＢ→｜に比例する。従って、式（１）より、SARも式(３)のように。｜ｒｏｔＢ→｜の２乗に比例する。
【数３】
2013147281.tif 000005
実効磁場ベクトルＢ→は、ストークスの定理に従い式（４）のように表される。
【数４】
2013147281.tif 000006
【００５３】
ここで、積分領域をｚｘ平面内の微小領域ｄｓ＝ｄｚ・ｄｘにとると、（４）式の左辺は、式（５）のように表され、ｒｏｔＢ→のｙ成分に関する式となる。
【数５】
2013147281.tif 000007
【００５４】
また、高周波磁場ベクトルＢ１→の向きが静磁場ベクトルＢ０→の向きにほぼ垂直である。この点を考慮すると、実効磁場ベクトルＢ→は、ｚ方向（静磁場ベクトルＢ0→の方向）の成分を持たないと見なせる。従って、式（４）の右辺は、式（６）のように表される。
【数６】
2013147281.tif 000008
【００５５】
式（５）と式（６）が等しいので、下記式（７）が導かれる。
【数７】
2013147281.tif 000009
【００５６】
静止座標系で実効磁場ベクトルＢ→は、式（８）で定義できる。ここでｔは時間である。
【数８】
2013147281.tif 000010
【００５７】
式（８）を用いると式（７）の右辺は、式（９）で表せる。
【数９】
2013147281.tif 000011
【００５８】
実効磁場ベクトルＢ→のｚ方向における変化は、位相の変化が主であり、強度の変化は相対的に小さい。即ち、式（１１）が成立する。従って、式（９）の最右辺の第２項は無視可能であり、式（９）は式（１０）に変形される。
【数１０】
2013147281.tif 000012
【数１１】
2013147281.tif 000013
【００５９】
同様にして、式（１２）、（１３）が得られる。
【数１２】
2013147281.tif 000014
【数１３】
2013147281.tif 000015
【００６０】
式（１０）、（１２）、（１３）より、式（３）は、時間平均を施すことで式（１４）に変形される。
【数１４】
2013147281.tif 000016
【００６１】
即ち、被検体における単位質量当たりの発熱量ＳＡＲは、ＭＲ信号の位相φのｘ方向の変化量｜（∇φ）ｘ｜の二乗｜（∇φ）ｘ｜２およびｙ方向の変化量｜（∇φ）ｙ｜の二乗｜（∇φ）ｙ｜２の和［｜（∇φ）ｘ｜２＋｜（∇φ）ｙ｜２］と、ｚ方向の変化量｜（∇φ）ｚ｜の二乗｜（∇φ）ｚ｜２と、を実質的に１対２の割合で加算したものに比例することが導かれる。
【００６２】
以上のように、ＭＲ信号の位相情報は、渦電流による発熱量ＳＡＲを予測するための好適な指標となることが分かる。そのため、本実施形態の画像生成装置１００は、ＭＲ信号の位相情報を用いて、どの位置で発熱量ＳＡＲが顕著になるかを予測する画像を生成する。
【００６３】
図６は、本実施形態における画像生成装置１００が実行する画像生成処理の一例を示すフローチャートである。
なお、本フローチャートでは、ＭＲ信号の位相情報のｚｘ面における画像、すなわち被検体を上から見た様子を表す画像を生成する処理について説明する。しかし、画像生成装置１００が生成する画像は、ｚｘ平面における画像に限らず、ｙｚ面における画像であってもよいし、ｘｙ面における画像であってもよいし、これら３つの面のいずれとも平行でない面で切断した切断面の画像であってもよい。あるいは、画像生成装置１００は、被検体を含む撮像領域全体の様子を表す３次元の画像を生成してもよい。
【００６４】
処理が開始されると、まず画像生成装置１００の制御部１１０は、画像生成の指示がされたか否かを判別する（ステップＳ１０１）。すなわち、制御部１１０は、操作者によって操作部１４０が操作され、ＭＲ信号の位相画像を生成する旨の指示が入力されたか否かを判別する。
【００６５】
画像生成の指示がされていないと判別されると（ステップＳ１０１；Ｎｏ）、処理はステップＳ１０１に留まる。すなわち、制御部１１０は、画像生成の指示がされたか否かを判別し、画像生成の指示があるまで待機する。
【００６６】
一方、画像生成の指示がされたと判別されると（ステップＳ１０１；Ｙｅｓ）、制御部１１０は、ＭＲ信号の位相データを取得する（ステップＳ１０２）。すなわち、制御部１１０は、ＭＲＩ装置２００において被検体に静磁場及び高周波磁場を印加することで得られたＭＲ信号のデータのうちから、位相データを取得する。位相データは、例えばサイン信号とコサイン信号とに分けられて、すなわち実部と虚部をもつ複素データとして検出されたＭＲ信号について、実部データと虚部データの比の逆正接をとることによって取得される。
【００６７】
なお、本実施形態の画像生成処理は、被検体に高強度の高周波磁場を印加して本格的に撮像を行う前に行われることが好適である。位相データを取得するために被検体に印加される高周波磁場の強度は、磁気共鳴撮像時に被検体に印加するべき高周波磁場の強度よりも低い強度であることが望ましい。ただし、低すぎると、ノイズの影響などで、正確な測定が困難となる。そこで、位相データを取得するために被検体に印加される高周波磁場の強度は、磁気共鳴撮像時に被検体に印加するべき高周波磁場の強度の１／２０〜１／２５０程度であることが望ましい。
【００６８】
ここで、ＭＲ信号は、ＭＲＩ装置２００における磁場印加時のボクセル単位の位置分解能でデータを有する。制御部１１０は、すべてのボクセルについて位相データを取得してもよいし、必要なボクセルに限って位相データを取得してもよい。例えば、制御部１１０は、画像を生成するべきｚｘ面及びその周囲の空間の各ボクセルに限って位相データを取得してもよい。また、処理効率を向上させるため、制御部１１０は、いくつかのボクセルをひとまとめにした単位で位相データを取得してもよい。
【００６９】
ＭＲ信号の位相データを取得すると、制御部１１０は、取得した各位置におけるＭＲ信号の位相の、静磁場方向（ｚ方向）における変化量（∇φ）zを計算する（ステップＳ１０３）。すなわち、制御部１１０は、ボクセル単位で取得した位相データのそれぞれについて、ｚ方向に隣接するボクセルと間での位相値の差分とり、差分をとったボクセル間の距離で除した値を計算する。なお、このとき、ｚ方向に隣接する複数のボクセルのデータをスムージングした上で、（∇φ）zを計算するようにしてもよい。
【００７０】
さらに、制御部１１０は、ＭＲ信号の位相の、静磁場方向に垂直な互いに直交する２方向における変化量（∇φ）x及び（∇φ）yを計算する（ステップＳ１０４）。すなわち、ｚ方向と同様、制御部１１０は、ボクセル単位で取得した位相データのそれぞれについて、ｘ方向及びｙ方向に隣接するボクセルと間での位相値の差分とり、差分をとったボクセル間の距離で除した値を計算する。
【００７１】
位相の変化量を計算すると、制御部１１０は、計算した変化量を用いて、画像表示のための所定のパラメータを計算する（ステップＳ１０５）。具体的には、下記式（１５）で表されるように、制御部１１０は、ｚ方向における変化量の二乗と、ｘ方向およびｙ方向における変化量の和の二乗を、１対２の割合で加算したパラメータを、上記ステップＳ１０３とステップＳ１０４で計算したボクセルのそれぞれについて、計算する。
【数１５】
2013147281.tif 000017
【００７２】
画像表示のためのパラメータを計算すると、制御部１１０は、計算したパラメータの位置分布を表す画像を生成し（ステップＳ１０６）、生成した画像を表示する（ステップＳ１０７）。すなわち、制御部１１０は、上記（１５）式で表されるパラメータについて、ｚｘ面内の平面分布を表す画像を生成し、生成した画像を所定の同期タイミングで表示部１３０に表示する。なお、例えば画像生成装置１００が被検体を含む撮像領域の３次元画像を生成する場合には、制御部１１０は、上記（１５）式で表されるパラメータについての空間分布を表す画像を生成することになる。
生成した画像が表示されると、本フローチャートの処理は終了する。
【００７３】
このような構成により、本実施形態に係る画像生成装置１００は、ＭＲ信号の位相について、静磁場方向における変化量及び、静磁場に垂直な互いに直交する２方向における変化量の和を計算し、両者の二乗を２対１の割合で加算したパラメータの位置分布を表す画像を生成する。その結果、高周波磁場の印加に伴う発熱量の予測分布を、高強度の高周波磁場を印加することなく得ることができる。
【００７４】
次に、上述の画像生成装置１００による発熱量ＳＡＲの予測分布の検証するために行った２つの実験の結果について説明する。
【００７５】
第１の実験は、上述した本実施形態の方法で生成したＳＡＲの予測分布と、従来技術の方法により生成されたＳＡＲの分布とを比較する目的で行われた。
【００７６】
測定対象となるファントムとして、ヒトの脳脊髄液と等価な導電率をもつ濃度１．５％の塩化カリウム溶液で満たした円柱型ボトル（７×７×１１．３ｃｍ3：ポリ軟こう瓶、アズワン社製）を用いた。ＭＲＩ装置として、１．５テスラのＭＲＩ装置（SIGNA Horizon LX、ＧＥヘルスケア・ジャパン株式会社製）を用いた。また、送受信兼用head coilを用いて、ファントムを縦置き、すなわち円柱型ボトルの中心軸が鉛直方向（ｙ方向）を向くように、配置した。
【００７７】
撮像方法としてＳＰＧＲ（Spoiled Gradient Echo）法を用い、スライス厚５ｍｍのシングルスライスによりファントムを撮像した。また、ＲＦパルスを与える間隔 (ＴＲ；Repetition Time) を１００ｍｓ、エコー時間 (ＴＥ；Echo Time)を１０ｍｓとし、撮像領域（ＦＯＶ；Field of View）を２４０ｍｍ×２４０ｍｍ、マトリクスサイズを２５６×２５６、信号加算回数を１回とした。
【００７８】
このような条件の下、ＭＲＩにおける撮像時に被検体に印加するべき典型的な高周波磁場の強度よりも低い強度の高周波磁場として、ＦＡが１０度となるような強度の高周波磁場をファントムに印加した。そして、ファントムからのＭＲ信号を実部と虚部をもつ複素データとして検出し、実部データと虚部データの比の逆正接をとることでＭＲ信号の位相を取得した。さらに、取得したＭＲ信号の位相のｚ方向の変化量（∇φ）z及びｘ方向の変化量（∇φ）xを求め、求めた変化量の二乗を２対１の割合で加算した値［（∇φ）z］2＋０．５・［（∇φ）x］2を計算し、計算した値［（∇φ）z］2＋０．５・［（∇φ）x］2のそれぞれをそのうちの最大値で除した値の分布を求めた。なお、ファントムのｙ方向中央部における位相の変化量を計算したため、値の小さいｙ方向における位相の変化量（∇φ）yは考慮しなかった。
【００７９】
その結果、図７（ａ）に示すような［（∇φ）z］2＋０．５・［（∇φ）x］2の位置分布を表す画像が得られた。得られた［（∇φ）z］2＋０．５・［（∇φ）x］2の分布は、主にｚ方向（静磁場方向）に依存した分布となり、ファントムの辺縁ほど高い値を示した。
【００８０】
一方、上述した非特許文献１に示された方法によって作成されたＳＡＲの位置分布を図７（ｂ）に示す。図７（ａ）の分布を図７（ｂ）のＳＡＲの分布と比較すると、どちらも同じように主にｚ方向に依存した分布となり、ファントムの辺縁で高い値を示した。なお、従来技術を用いて図７（ｂ）に示した分布を得るためには、高強度の高周波磁場を被検体に印加する必要があるため、実際に顕著な発熱を起こしてしまう可能性がある。
【００８１】
以上のような第１の実験により、本実施形態の位相情報を用いた方法により、従来技術と同様のＳＡＲの位置分布を、低強度の高周波磁場の印加の下で得ることができることが確認された。
【００８２】
第２の実験は、低強度の高周波磁場を用いて生成されたＳＡＲの予測マップが、高強度の高周波磁場を用いたときに実際に発熱する箇所を予測するものであるかを確認する目的で行われた。
【００８３】
まず、測定対象となるファントムを選ぶことから行った。高強度の高周波磁場を印加したときの発熱の有無を熱変性によって確認しやすいことを考慮して、卵白をファントムとして選んだ。具体的には図８（ａ）に示すように、卵白４００を紙皿４１０に入れ、透明なラップ４２０（ＮＥＷクレラップ、株式会社クレハ製）で卵白４００を上から覆った。そして、渦電流を生じさせるため、太さ５ｍｍの銅線をループ状に約３回巻いた銅線コイル４３０（ループの直径約１５ｃｍ）を作成し、銅線コイル４３０の先端をラップ４２０の上から卵白４００に差し込むように接触させた。なお、図８（ｂ）は、このような状態で実際に配置された卵白４００や銅線コイル４３０等の写真を加工した図を表す。
【００８４】
ここで、銅線コイル４３０の先端がラップ４２０に接触するように配置したのは、以下のような理由による。
【００８５】
第１に、ループ状の銅線コイル４３０および卵白４００のファントムからなる図８（a）の系に渦電流を効率よく生じさせるためには、ＭＲＩ装置の共鳴周波数ωでこの系を共振させることが重要である。共振条件は、銅線コイル４３０を主なものとするこの系のインダクタンスをＬ、キャパシタンスをＣとすると、ω＝１／√（Ｌ×Ｃ）が成立することである。そのため、図８（a）の系が共振するためには、適度なキャパシタンスの存在が必要になる。これを考慮して、本実験では、銅線コイル４３０をラップ４２０の上から卵白４００に接触させることで、銅線コイル４３０と卵白４００との間にラップ４２０の厚み分の間隙を設けた。
【００８６】
第２に、銅線コイル４３０と卵白４００との間の接触抵抗をｒとし、銅線コイル４３０を流れる渦電流をｉとすると、銅線コイル４３０と卵白４００との接触部分での消費電力は、ｒ×ｉ×ｉに比例する。そのため、接触抵抗ｒが大きいほど発熱量は増大する。接触抵抗ｒは、接触面積が小さいほど増大するため、発熱量も、接触面積が小さいほど増大する。これを考慮して、本実験では、銅線コイル４３０の先端をラップ４２０の上から卵白４００に接触させることで、できるだけ接触面積を小さくした。
【００８７】
すなわち、銅線コイル４３０のような導電性の高い金属コイルと卵白４００のような熱変性のある物質を、ラップ４２０のような絶縁体によって適度な間隔を空け、かつ、少ない接触面積で接触させることで、渦電流により効率的に発熱するファントムを作ることができる。
【００８８】
このような卵白４００や銅線コイル４３０等から構成されるファントムを用いて実験するため、ＭＲＩ装置として、上記第１の実験と同様、１．５テスラのＭＲＩ装置（SIGNA Horizon LX、ＧＥヘルスケア・ジャパン株式会社製）を用いた。また、送受信兼用body coilを用いて、ファントムを撮像した。
【００８９】
撮像方法としてＳＰＧＲ法を用い、スライス厚１０ｍｍのシングルスライスにより被検体を撮像した。また、ＲＦパルスを与える間隔 (ＴＲ) を１８ｍｓ、エコー時間 (ＴＥ)を１０ｍｓとし、撮像領域（ＦＯＶ）を４８０ｍｍ×４８０ｍｍ、マトリクスサイズを２５６×２５６、スキャン時間が２分程度となるように信号加算回数を２６回とした。
【００９０】
このような条件の下、ＦＡが１０度となるような低強度の高周波磁場をファントムに印加した。このとき、印加した高周波磁場の強度が低いため、卵白４００の熱変性は確認されなかった。
【００９１】
一方、このときのＭＲ信号の位相のｚ方向の変化量（∇φ）zの分布を求めた。具体的に説明すると、ファントムからのＭＲ信号を実部と虚部をもつ複素データとして検出し、実部データと虚部データの比の逆正接をとることでＭＲ信号の位相を取得した。そして、取得したＭＲ信号の位相のｚ方向の変化量（∇φ）zを求め、求めた変化量の二乗［（∇φ）z］2を計算し、計算した変化量の二乗［（∇φ）z］2のそれぞれをそのうちの最大値で除した値の分布を求めた。なお、第２の実験では、処理を簡略化するため、ｘ方向及びｙ方向における位相の変化量はｚ方向における位相の変化量に比べて小さいと仮定し、ｘ方向及びｙ方向における位相の変化量を計算せず、ｚ方向における位相の変化量のみを計算した。
【００９２】
その結果、図９（ａ）に示すような［（∇φ）z］2の位置分布を表す画像が得られた。得られた画像において、銅線コイル４３０の先端が接触していた位置付近（図中の矢印で示した部分）の値が特に大きかった。
【００９３】
さらに、同様に配置した同じファントムに対し、ＦＡが９０度となるような高強度の高周波磁場を印加した。その結果、卵白４００は熱変性を起こし、紙皿４１０の容器の一部が図９（ｂ）に示すように焼け焦げた。焼け焦げた位置は、図９（ａ）において［（∇φ）z］2の値が大きかった位置とほぼ一致した。なお、図９（ｂ）において、容器の縁部の点線は、卵白４００の溶液の輪郭を表す。
【００９４】
以上のような第２の実験により、ＭＲ信号の位相の静磁場方向における変化量を用いた方法により、被検体に高強度の高周波磁場を印加して本格的に撮像を行う前の予備的な撮像として、効果的にＳＡＲの分布を予測できることが確認された。
【００９５】
なお、本発明は、上記の実施形態に限定されず、種々の変形及び応用が可能である。上述した実施形態は、本発明を説明するためのものであり、本発明の範囲を限定するものではない。
【００９６】
例えば、上記実施の形態においては、発熱量を示す指標として機能する、静磁場Ｂ０及び高周波磁場Ｂ１を被検体に印加することによって該被検体から発せられる磁気共鳴信号（ＭＲ信号）の位相φの、静磁場Ｂ０の方向における所定の距離当たりの変化量（∇φ）zに依存するパラメータの位置分布を示す画像情報を生成し、これを表示する例を示した。しかし、変化量（∇φ）zに依存するパラメータの位置分布を示す情報は、画像情報の形態に限定されない。例えば、位置座標と値との対の一覧、即ち、テーブル形式などでもよい。また、それを、ユーザに視覚的に表現する形態も任意である。
【００９７】
例えば、上記の実施形態では、画像生成装置１００は、ＭＲ信号の位相について、ｚ方向における変化量と、ｘ方向及びｙ方向における変化量の和を計算し、両者の二乗を２対１の割合で加算することで得られたパラメータの画像を生成した。しかし、本発明において画像化に用いられるパラメータは、これに限らない。例えば、位相の変化量を計算する方向はｘ方向とｙ方向に限らず、ｚ方向（静磁場方向）に垂直な互いに直交する２方向であればどのような方向であってもよい。例えば、ｘ方向及びｙ方向からそれぞれ同じ向きに４５度傾いた２方向における位相の変化量を計算してもよい。また、計算量を抑制するため、画像生成装置１００は、位相のｘ方向における変化量（∇φ）xや位相のｙ方向における変化量（∇φ）yを用いず、位相のｚ方向の変化量（∇φ）zやその二乗[（∇φ）z］2をパラメータとして画像を生成してもよい。あるいは逆に、画像生成装置１００は、位相のｚ方向における変化量（∇φ）zを用いず、位相のｘ方向の変化量（∇φ）xやその二乗[（∇φ）x］2または、位相のｙ方向の変化量（∇φ）yやその二乗[（∇φ）y］2をパラメータとして画像を生成してもよい。すなわち、（∇φ）z、（∇φ）x、（∇φ）yのいずれかに依存するようなパラメータであれば、ＳＡＲの予測分布を表す画像のパラメータとして用いることができる。
【００９８】
また、本発明の画像生成装置１００は、上述したようなＭＲ信号の位相情報の画像を、異なる面について複数生成してもよい。すなわち、ｚｘ面で切断された様子を表す画像を、高さの異なる２つの位置について生成してもよいし、ｘｙ面とｚｘ面などのような異なる面について複数の画像を生成するようにしてもよい。複数の画像を生成することにより、本発明の画像生成装置１００は、高いＳＡＲが予測される位置がどこであるかの情報をより正確に提供することができる。
【００９９】
あるいは、本発明の画像生成装置１００は、発熱量の予測分布を表す画像を生成した後、図１０のフローチャートに示されたようなＭＲＩ装置２００の撮像条件を制御する処理を実行してもよい。
【０１００】
図１０のフローチャートにおいて、画像生成装置１００の制御部１１０は、画像化した位置分布から予測される発熱量が所定の許容量を超えるか否かを判別する（ステップＳ２０１）。ここで、予測される発熱量は、上記（１２）式に示したように、ＭＲパルスの位相変化量や磁場の強度等から求められる量である。制御部１１０は、予測発熱量を求め、その値を所定の許容量と比較することで、発熱の可能性があるか否かを判別する。
【０１０１】
なお、判別に用いられる予測発熱量は、例えば、画像化した位置分布のすべてについての予測発熱量の和から求められてもよい。あるいは、予測発熱量が増大する箇所は上記図９（ａ）に示したように一定の狭い範囲に集中することが考えられるため、他の範囲に比べて相対的に値の大きい一定の範囲に限られた予測発熱量の和から求められてもよい。
【０１０２】
ステップＳ２０１において予測される発熱量が所定の許容量を超えると判別された場合（ステップＳ２０１；Ｙｅｓ）、制御部１１０は、警告処理を実行する（ステップＳ２０２）。例えば、制御部１１０は、警告を表す文字や画像などを、生成した発熱の予測画像とともに表示部１３０に表示する。あるいは、警告を表す音声を発するようにしてもよい。
【０１０３】
警告処理を実行すると、制御部１１０は、予測される発熱量が許容値を超えないように、被検体の磁気共鳴撮像時に設定すべき撮像条件を決定し（ステップＳ２０３）、決定した撮像条件をＭＲＩ装置２００に指示する（ステップＳ２０４）。すなわち、被検体における発熱を防止したり、発熱量をできるだけ抑制したりするため、制御部１１０は、被検体に対してこれから行うＭＲＩ測定の撮像条件を変更するように、例えば通信部１５０を介してＭＲＩ装置２００に指示命令を送信する。
【０１０４】
具体的な例を挙げて説明すると、制御部１１０は、予測される発熱量が所定の許容量を超えると判別された場合、パルスシーケンス中のＲＦパルスを印加している時間の割合であるデューティサイクルＤを減少させたり、マルチスライスの枚数を減少させたりする。このとき、制御部１１０は、予測される発熱量が所定の許容量を超えた比率が大きいほど、デューティサイクルＤをより減少させたり、マルチスライスの枚数をより減少させたりすることが好適である。また、予測される発熱量が許容される限界量を超えた場合に、制御部１１０が、これから被検体に行おうとしていたＭＲＩによる撮像を中止するような決定をするようにしてもよい。
【０１０５】
一方、ステップＳ２０１において予測される発熱量が所定の許容量を超えないと判別された場合（ステップＳ２０１；Ｎｏ）、制御部１１０は、被検体の磁気共鳴撮像時に設定すべき撮像条件を変更しない旨をＭＲＩ装置２００に指示する（ステップＳ２０５）。
【０１０６】
ＭＲＩ装置２００に指示がされると、ＭＲＩ装置２００では、画像生成装置１００からの指示に基づいて、撮像条件が設定され（ステップＳ２０６）、ＭＲＩ測定が実施される（ステップＳ２０７）。その後、本フローチャートは終了する。このように、発熱が予測される場合に、これから被検体に行うべきＭＲＩ測定の撮像条件を発熱量が減少するように変更することで、ＭＲＩ測定における発熱の防止や発熱量の抑制をすることができる。
【０１０７】
また、上記実施形態において、ＣＰＵが実行するプログラムは、予めＲＯＭや記憶部などに記憶されるものとして説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、上述の処理を実行させるためのプログラムを、既存の汎用コンピュータに適用することで、上記実施形態に係る画像生成装置１００として機能させてもよい。
【０１０８】
このようなプログラムの提供方法は任意であり、例えばコンピュータが読取可能な非一時的な記録媒体（フレキシブルディスク、ＣＤ（Compact Disc）−ＲＯＭ、ＤＶＤ（Digital Versatile Disc）−ＲＯＭなど）に格納して配布してもよいし、インターネットなどのネットワーク上のストレージにプログラムを格納しておき、これをダウンロードさせることにより提供してもよい。
【０１０９】
さらに、上記の処理をＯＳとアプリケーションプログラムとの分担、又はＯＳとアプリケーションプログラムとの協働によって実行する場合には、アプリケーションプログラムのみを記録媒体やストレージに格納してもよい。また、搬送波にプログラムを重畳し、ネットワークを介して配信することも可能である。例えば、ネットワーク上の掲示板（ＢＢＳ：Bulletin Board System）に上記プログラムを掲示し、ネットワークを介してプログラムを配信してもよい。そして、このプログラムを起動し、ＯＳの制御下で、他のアプリケーションプログラムと同様に実行することにより、上記の処理を実行できるように構成してもよい。
【０１１０】
なお、本発明は、本発明の範囲を逸脱することなく、様々な実施形態及び変形が可能とされるものである。また、上述した実施形態は、本発明を説明するためのものであり、本発明の範囲を限定するものではない。
【０１１１】
本出願は、２０１２年３月３０日に出願された日本国特許出願２０１２−０８０８８５に基づく。本明細書中に、日本国特許出願２０１２−０８０８８５号の明細書、特許請求の範囲、図面全体を参照として取り込むものとする。
【産業上の利用可能性】
【０１１２】
本発明は、高周波磁場の印加に伴う発熱量を予測する装置、方法に広く適用可能である。
【符号の説明】
【０１１３】
１００  画像生成装置
１１０  制御部
１２０  記憶部
１３０  表示部
１４０  操作部
１５０  通信部
２００  ＭＲＩ装置
２１０  ガントリ
２１１  静磁場用磁石
２１２  傾斜磁場コイル
２１３  送信コイル
２１４  受信コイル
２２０  静磁場制御装置
２３０  傾斜磁場制御装置
２４０  高周波送信器
２５０  高周波受信器
３００  生体
４００  卵白
４１０  紙皿
４２０  ラップ
４３０  銅線コイル
【図１】
2013147281.tif 000018
【図２】
2013147281.tif 000019
【図３】
2013147281.tif 000020
【図４】
2013147281.tif 000021
【図５】
2013147281.tif 000022
【図６】
2013147281.tif 000023
【図１０】
2013147281.tif 000024
【図７】
2013147281.tif 000025
【図８】
2013147281.tif 000026
【図９】
2013147281.tif 000027
【国際調査報告】
2013147281.tif 000028
2013147281.tif 000029