(57)【要約】  核磁気共鳴信号を従来よりも高感度かつ高分解能に検出する磁気共鳴計測装置を提供する。  被検査体に核磁気共鳴信号の周波数よりも高い既知の周波数の振動（音波）を印加することにより、核磁気共鳴信号を変調させ、得られた信号をロックイン検出することにより、高感度に核磁気共鳴信号を検出することを可能とした。さらに、超音波を局所に照射することにより、照射領域由来の核磁気共鳴信号のみを選択的に変調させ、高い分解能で核磁気共鳴信号を検出することを可能とした。
2013002159.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場を発生する静磁場コイルと、被検査対象物から発生する核磁気共鳴信号の周波数より高い周波数の振動を被検査対象物に印加する振動子と、被検査対象物から発生する核磁気共鳴信号を検出するプローブとを有し、振動子によって核磁気共鳴信号が変調され、変調された核磁気共鳴信号を検出する磁気共鳴計測装置。
【請求項２】
請求項１に記載の磁気共鳴計測装置において、
前記振動の周波数を参照信号としてロックイン検出するロックインアンプを備え、前記振動子によって前記核磁気共鳴信号が変調され、変調された核磁気共鳴信号をロックイン検出することを特徴とする磁気共鳴計測装置。
【請求項３】
請求項１に記載の磁気共鳴計測装置において、前記振動子が圧電体であることを特徴とする磁気共鳴計測装置。
【請求項４】
請求項１に記載の磁気共鳴計測装置において、前記振動子がスピーカーであることを特徴とする磁気共鳴計測装置。
【請求項５】
請求項１に記載の磁気共鳴計測装置において、前記振動子がモーターであることを特徴とする磁気共鳴計測装置。
【請求項６】
請求項１に記載の磁気共鳴計測装置において、前記プローブが誘導コイルであることを特徴とする磁気共鳴計測装置。
【請求項７】
請求項１に記載の磁気共鳴計測装置において、前記プローブがＳＱＵＩＤ磁束計であることを特徴とする磁気共鳴計測装置。
【請求項８】
請求項１に記載の磁気共鳴計測装置において、前記振動子が収束超音波を発生する収束超音波トランスデューサであり、前記収束超音波トランスデューサが前記被検査体の局所領域を選択的に振動させることにより、核磁気共鳴信号の空間分布を検出することを特徴とする磁気共鳴計測装置。
【請求項９】
請求項１に記載の磁気共鳴計測装置において、前記静磁場の強度が１ｍＴ（ミリテスラ）以下であることを特徴とする磁気共鳴計測装置。
【請求項１０】
静磁場を発生する静磁場コイルと、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルと、ＲＦ磁場を発生するＲＦコイルと、被検査体から発生する核磁気共鳴信号の周波数より高い周波数の振動を被検査体に印加する振動子と、被検査体から発生する核磁気共鳴信号を検出するプローブと、前記振動の周波数を参照信号としてロックイン検出するロックインアンプとを備え、前記圧電体によって前記核磁気共鳴信号が変調され、変調された核磁気共鳴信号をロックイン検出することにより核磁気共鳴信号を検出し、被検査体の画像を描画することを特徴とする磁気共鳴計測装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、超音波を利用して対象物の核磁気共鳴信号を高感度に計測する技術に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
核磁気共鳴（nuclear magnetic resonance：ＮＭＲ)あるいは、磁気共鳴イメージング（magnetic resonance imaging：ＭＲＩ）は、原子核をプローブとして、被検査体の構造や性質を計測する手法であり、医療や検査の現場で広く利用されている（非特許文献１）。核磁気共鳴信号の周波数は静磁場強度に比例し、その比例係数は原子核に固有の定数であり磁気回転比と呼ばれている。例えば、プロトン１Ｈの磁気回転比は、４２．５８ＭＨｚ／Ｔ（テスラ）である。一般に静磁場強度が強いほど、感度が高く、分解能が向上するため、現在利用されているＮＭＲ/ＭＲＩにおける静磁場強度は１Ｔ以上である。このため、静磁場コイルは超伝導線材によって構成される。【０００３】
核磁気共鳴信号の検出には、誘導コイルが一般に用いられる。誘導コイル方式の信号強度はサンプルの磁気モーメントＭ０と共鳴周波数ωの積に比例する。Ｍ０およびωはそれぞれ静磁場強度Ｂ０に比例するので，信号強度はＢ０の２乗に比例する。従って，静磁場が小さいと信号強度は著しく小さくなる。【０００４】
一方で、静磁場強度が地磁気レベルの１０〜１００μＴの領域でＮＭＲ／ＭＲＩを計測する、いわゆる超低磁場ＮＭＲ／ＭＲＩが近年注目されている。超低磁場ＮＭＲ／ＭＲＩにおけるプロトンの核磁気共鳴信号の周波数は１〜１０ｋＨｚ程度であり、通常のＮＭＲ／ＭＲＩに比べて５〜６桁低い。そこで、超低磁場ＮＭＲ／ＭＲＩでは、高い信号強度を得るために、１０〜１００ｍＴ程度の分極磁場を用いて計測対象の核スピンを前分極（pre-polarization）し、さらに誘導コイルの代わりに高感度な磁気センサである超電導量子干渉素子（superconducting quantum interference device：ＳＱＵＩＤ（非特許文献２））を用いていることが特徴である（非特許文献３）。【０００５】
超低磁場ＮＭＲ／ＭＲＩの静磁場コイルや傾斜磁場コイルは、常温の銅線コイルによって構成されるため、超電導磁石に比べて大幅な小型化・低コスト化・安全性向上が可能である。また、信号周波数がｋＨｚオーダーまで低くなることから、金属存在下でのＮＭＲ／ＭＲＩ計測が可能となる。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００６】
【非特許文献１】“Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Sequence Design”, E. M. Haacke, R. W. Brown, M. R. Thompson, R. Venkatesan (Wiley−Liss), 1-15 (1999).
【非特許文献２】“The SQUID Handbook, vol. I: Applications of SQUIDs and SQUID Systems”, edited by J. Clarke and A. I. Braginski (Wiley-VCH Verlag GmbH & Co. KGaA), 1-28 (2004).
【非特許文献３】J. Clarke, M. Hatridge, and M. Moβle， “SQUID-Detected Magnetic Resonance Imaging in Microtesla Fields”, Annual Review of Biomedical Engineering 9, 389-413 (2007).
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
低磁場ＮＭＲ／ＭＲＩにおいては、核磁気共鳴信号の周波数が数ｋＨｚ程度であり、従来型ＮＭＲ／ＭＲＩに比べて５桁程度小さく、そのため誘導コイル方式では信号強度が小さいという課題があった。現状では、高感度に信号を検出するため、ＳＱＵＩＤ磁束計が信号検出に用いられている。一方で、従来型の高磁場ＮＭＲ／ＭＲＩに比べると感度や解像度の点で劣る上、ＳＱＵIＤを冷却するために液体ヘリウムなどの冷媒が必要であることから、検出部が大型化し、コストが高くなるという課題もあった。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
上記の課題を解決するための本願発明の一例としては、磁気共鳴計測装置において、静磁場を発生する静磁場コイルと、被検査対象物から発生する核磁気共鳴信号の周波数より高い周波数の振動を被検査対象物に印加する振動子と、被検査対象物から発生する核磁気共鳴信号を検出するプローブとを有し、振動子によって核磁気共鳴信号が変調され、変調された核磁気共鳴信号を検出することを特徴とする。
【発明の効果】
【０００９】
本発明によれば、核磁気共鳴信号を従来よりも高感度かつ高分解能に検出する磁気共鳴計測装置を提供することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００１０】
【図１】本実施形態における磁気共鳴計測装置を示す模式図。
【図２】本実施形態における磁気共鳴計測装置における計測原理を示す模式図。
【図３】本実施形態における磁気共鳴計測装置における計測信号の例を示す模式図。
【図４】本実施形態における磁気共鳴計測装置を示す模式図。
【図５】本実施形態における磁気共鳴計測装置を示す模式図。
【図６】本実施形態における磁気共鳴計測装置を示す模式図。
【図７】本実施形態における磁気共鳴計測装置における計測信号の例を示す模式図。
【図８】本実施形態における磁気共鳴計測装置を示す模式図。
【図９】本実施形態における磁気共鳴計測装置を示す模式図。
【図１０】収束超音波の焦点位置を電子制御する例を示す図。
【図１１】本実施形態における磁気共鳴計測装置を示す模式図。
【発明を実施するための形態】
【００１１】
以下、本発明の実施形態について、計測対象物を検査する例について図面を参照して詳細に説明する。ここで計測対象物(以下、被検査体ともいう)は生体試料や液体試料、固体試料等を含むものとする。
【００１２】
図１は、本実施形態における磁気共鳴計測装置を示す模式図である。静磁場コイル１１２ａおよび１１２ｂは、同じ構成の２個のコイルが対向して形成されるヘルムホルツコイルである。この静磁場コイル１１２ａ、１１２ｂにより、被検査体１０１の付近にｚ方向の均一な静磁場を発生させる。ここで、静磁場の強度Ｂ０は１μＴから１００μＴ程度である。
【００１３】
分極コイル１１１は、ソレノイドコイルであり、ｘ方向の静磁場（分極磁場）を発生する。分極磁場の強度Ｂｐは数ｍＴから数１００ｍＴ程度である。分極磁場の方向は静磁場と直交する方向であることが必要であり、ｙ方向であっても構わない。また、被検査体を挟むようにして２個のソレノイドコイルを対向させたヘルムホルツ型の分極コイルにすれば、より均一で強い分極磁場Ｂｐを発生することも可能である。
【００１４】
分極コイル１１１が発生する分極磁場Ｂｐによって、被検査体１０１を構成する原子の核スピンＭはｘ方向に磁化される。被検査体１０１に分極磁場Ｂｐを縦緩和時間程度印加した後、分極磁場Ｂｐを遮断すると、前記核スピンＭは静磁場Ｂ０の方向に緩和しながら磁化していく。
【００１５】
この時、被検査体１０１からは静磁場Ｂ０に比例した周波数ｆ０の核磁気共鳴信号が発生し、横緩和時間Ｔ２で減衰する。この核磁気共鳴信号は自由誘導減衰（free induction decay: FID）信号と呼ばれる最も基本的な核磁気共鳴信号である。
【００１６】
例えば、静磁場強度が５０μＴであるとき、プロトンに由来する核磁気共鳴信号の周波数は２．１ｋＨｚである。また、図１には示していないＲＦ（Radio Frequency）コイルを用いて、ＲＦパルスと呼ばれる信号を照射することにより、前記核スピンを操作することが可能である。
【００１７】
ここで、振動子１０２によって信号周波数ｆ０よりも大きい振動周波数Ｆの振動（音波）を被検査体１０１に印加すると、被検査体１０１は振動周波数Ｆで振動する。振動周波数Ｆは信号周波数ｆ０の１０倍以上であることが望ましい。
【００１８】
振動子１０２としては、圧電効果や電歪効果を用いた、アクチュエータやスピーカー、静電気力を用いたMEMSスイッチ、モーターの回転運動を振動に変換する偏心モーターなどがある。
【００１９】
先述のようにFの下限は議論したので、ここではFの上限に関して議論する。周波数が高すぎると、以下の２つのことが懸念される。まず周波数Fの振動が被検体内を伝搬する過程で減衰し、振動体の近傍しか有効な加振が出来ない可能性がある。次に被検体を効果的に加振することが可能であっても、被検体深部で生成した電磁波の周波数が高すぎて、コイルに届く前に減衰してしまう可能性もある。
【００２０】
まず超音波の減衰に関して考える。生体組織は大よそ0.6  dB/MHz/cmの超音波減衰率を持っていることが知られている。撮像視野の中で感度が一定であることが望ましいので、振動子からもっとも離れた位置（信号が最も弱い）と振動子近傍（信号が最も強い）での超音波振幅の比を、１：１０程度より小さくする必要がある。これらの検討の結果、被検体の大きさが１ｍｍの時は３３０ＭＨｚ、１ｃｍの時は３３ＭＨｚ、１０ｃｍの時は３．３ＭＨｚ程度がＦの上限となる。一方、水のように超音波の減衰が小さい系では、電磁波吸収からＦの上限が定まる。
【００２１】
次に核磁気共鳴信号の減衰について考える。この場合も同様に、振動子からもっとも離れた位置（信号が最も弱い）と振動子近傍（信号が最も強い）での核磁気共鳴信号の振幅の比を、１：１０程度より小さくする必要がある。核磁気共鳴信号である電磁波の減衰率は、電磁波周波数ｆを用いて１／√ｆに比例することが知られている。また生体においては、１ＧＨｚの電磁波は約７ｃｍで１０分の１に減衰する。したがって、被検体の大きさが１ｍｍの時は５ＴＨｚ（テラヘルツ）、１ｃｍの時は５０ＧＨｚ、１０ｃｍの時は５００ＭＨｚ程度が上限となる。
【００２２】
振動子１０２としては、圧電体、スピーカー、モーターなどがある。誘導コイルである検出コイル１０３の両端には、被検査体１０１より発生する核磁気共鳴信号を検出コイル１０３に鎖交する磁束の時間微分に比例した誘導起電力が発生する。
【００２３】
検出コイル１０３に鎖交する磁束は振動周波数Ｆで変調されるので、検出コイル１０３に生じる誘導起電力も振動周波数Ｆで変調される。また、検出コイル１０３に生じる誘導起電力の強度は振動周波数Ｆに比例するので、振動周波数Ｆが高いほど、また被検査体１０１の振動の振幅が大きいほど検出コイル１０３に生じる誘導起電力は大きくなる。
【００２４】
さらに、電圧信号を変調することによって、信号成分のスペクトルと雑音成分のスペクトルの主成分を分離し、位相弁別検波器（Phase Sensitive Detector: PSD）１０５によって高い信号雑音比で検出する、すなわちロックイン検出することが可能となる。
【００２５】
周波数Ｆで変調された核磁気共鳴信号は検出コイル１０３で検出され、同調増幅器１０４で増幅され、位相弁別検波器１０５に入力される。このとき、位相弁別検波器１０５は、周波数Ｆの参照信号との積を出力し、低域フィルタ１０６を通過させることによって本来の核磁気共鳴信号のみを高いＳ／Ｎ比で計測することが可能となる。
【００２６】
図２は、本実施形態における磁気共鳴計測装置における計測原理を示す模式図である。図２（ａ）は、前記分極コイル１１１が発生する分極磁場Ｂｐ５０２によって、ｘ方向に磁化された前記被検査体１０１を構成する原子の核スピンＭ５０１を示す。
【００２７】
図２（ｂ）は、被検査体１０１に分極磁場Ｂｐ５０２を縦緩和時間程度印加した後、分極磁場Ｂｐ５０２を遮断した時に、前記核スピンＭ５０１が静磁場Ｂ０５０３の方向に緩和しながら磁化していく様子を示す。
【００２８】
図２（ｃ）は、被検査体１０１から発生する静磁場Ｂ０５０３に比例した周波数ｆ０の核磁気共鳴信号５０４を示す。この核磁気共鳴信号は自由誘導減衰（free induction decay: FID）信号と呼ばれる最も基本的な核磁気共鳴信号であり、横緩和時間Ｔ２で減衰する。
【００２９】
検出コイル１０３に鎖交する磁束は振動周波数Ｆで変調されるので、検出コイル１０３に生じる誘導起電力も振動周波数Ｆで変調される。また、検出コイル１０３に生じる誘導起電力の強度は振動周波数Ｆに比例するので、振動周波数Ｆが高いほど、また被検査体１０１の振動の振幅が大きいほど検出コイル１０３に生じる誘導起電力は大きくなる。
【００３０】
さらに、電圧信号を変調することによって、信号成分のスペクトルと雑音成分のスペクトルの主成分を分離し、位相弁別検波器（Phase Sensitive Detector: PSD）１０５によって高い信号雑音比で検出する、すなわちロックイン検出することが可能となる。
【００３１】
周波数Ｆで変調された核磁気共鳴信号は検出コイル１０３で検出され、同調増幅器１０４で増幅され、位相弁別検波器１０５に入力される。このとき、位相弁別検波器１０５は、周波数Ｆの参照信号との積を出力し、低域フィルタ１０６を通過させることによって本来の核磁気共鳴信号のみを高いＳ／Ｎ比で計測することが可能となる。
【００３２】
図３は、本実施形態における磁気共鳴計測装置における計測信号の例を示す模式図である。図３（ａ）は、被検査体１０１が静止している時における静磁場強度５０μＴにおけるプロトンの核磁気共鳴信号を誘導コイルで検出した場合における電圧信号を示しており、周波数は前述のように２．１ｋＨｚである。この場合、誘導コイルを用いているため、電圧信号は被検査体から発生する核磁気共鳴信号、すなわち磁場信号Ｂ（ｔ）を時間微分した信号に比例する。一方、図３（ｃ）は、被検査体１０１を振動周波数１００ｋＨｚで振動させた時に得られる電圧信号を示す。ここで、図３（ｃ）の信号を周波数Ｆの参照信号によってロックイン検出して得られる波形が図３（ｄ）である。一方で、図３（ｂ）は、変調されていない図３（ａ）の信号を同様に周波数Ｆの参照信号によってロックイン検出して得られる信号であるが、振幅がほぼ消失していることが分かる。このことから、振動による変調およびロックイン検出を用いた本計測手法により、振動周波数Ｆによって変調されているサンプル由来の核磁気共鳴信号のみが計測可能であることが分かる。
【００３３】
図４は、本実施形態における磁気共鳴計測装置を示す模式図である。図４の磁気共鳴計測装置は、図１の磁気共鳴計測装置において、傾斜磁場コイルを追加することによりイメージングを可能にした構成となっている。
【００３４】
傾斜磁場コイル１１３ａ、１１３ｂは対向する２個のコイルに逆向きの電流を流すことによって被検査体１０１付近で傾斜磁場∂Ｂｚ／∂ｚを発生させるマクスウェルコイルと呼ばれる傾斜磁場コイルである。
【００３５】
傾斜磁場コイル１１４ａ、１１４ｂ、１１４ｃ、１１４ｄは、傾斜磁場∂Ｂｚ／∂ｙを発生させる長方形の傾斜磁場コイルである。ここで、図５（ａ）に示すように、傾斜磁場コイル１１４ａと１１４ｂはｙ方向に隣り合って配置される。同様に、傾斜磁場コイル１１４ｃと１１４ｄもｙ方向に隣り合って配置される。これらの傾斜磁場コイルを用いて傾斜磁場∂Ｂｚ／∂ｙ＞０を発生させる場合には、対向する傾斜磁場コイル１１４ａと１１４ｃのペアには＋ｚ方向の磁場が発生するように電流を流し、対向する傾斜磁場コイル１１４ｂと１１４ｄのペアには−ｚ方向の磁場が発生するように電流を流す。同様に、傾斜磁場∂Ｂｚ／∂ｙ＜０を発生させる場合には、傾斜磁場∂Ｂｚ／∂ｙ＞０の場合と反対の方向に電流を流す。
【００３６】
傾斜磁場コイル１１５ａ、１１５ｂ、１１５ｃ、１１５ｄは、傾斜磁場∂Ｂｚ／∂ｘを発生させる長方形の傾斜磁場コイルである。ここで、図５（ｂ）に示すように、傾斜磁場コイル１１５ａと１１５ｂはｘ方向に隣り合って配置される。同様に、傾斜磁場コイル１１５ｃと１１５ｄもｘ方向に隣り合って配置される。これらの傾斜磁場コイルを用いて傾斜磁場∂Ｂｚ／∂ｘ＞０を発生させる場合には、対向する傾斜磁場コイル１１５ａと１１５ｃのペアには＋ｚ方向の磁場が発生するように電流を流し、対向する傾斜磁場コイル１１５ｂと１１５ｄのペアには−ｚ方向の磁場が発生するように電流を流す。同様に、傾斜磁場∂Ｂｚ／∂ｘ＜０を発生させる場合には、傾斜磁場∂Ｂｚ／∂ｘ＞０の場合と反対の方向に電流を流す。
【００３７】
傾斜磁場コイルを用いることにより、空間的に既知の分布の静磁場を発生させることが可能となる。前述のように、核磁気共鳴信号の周波数は、静磁場強度に比例するので、傾斜磁場を印加することにより、核磁気共鳴信号の周波数および位相の情報を信号源の空間位置として解釈することが可能となる。さらに、傾斜磁場コイルを適当に操作することにより、対象物の核スピンの挙動を制御することが可能となる。例えば、傾斜磁場を反転させるグラジエントエコー法によって、核磁気共鳴信号の核スピンの位相を揃えてＦＩＤのエコー信号を生成することが可能である。
【００３８】
図６は、本実施形態における磁気共鳴計測装置を示す模式図である。図６の磁気共鳴計測装置は、図１の磁気共鳴計測装置において、核磁気共鳴信号のプローブを、誘導コイルである検出コイル１０３の代わりに、ＳＱＵＩＤ磁束計を用いた構成となっている。
【００３９】
ここでは、検出コイル２０１によって、被検査体１０１から発生する核磁気共鳴信号を検出コイル２０１に鎖交する磁束信号として検出し、入力コイル２０２を介してＳＱＵIＤ２０３に伝達する。
【００４０】
ＳＱＵＩＤ２０３には電流源２０４によってバイアス電流が印加される。このとき、ＳＱＵＩＤ２０３の両端に生じる電圧は、ＳＱＵＩＤ２０３を貫く磁束によって磁束量子Φ0＝２．０７×１０−１５ (Ｗｂ)を周期として変化する。ＳＱＵＩＤ２０３の両端の電圧は増幅器２０７で増幅され、積分器２０８において積分された後、フィードバックコイル２０５を介してＳＱＵＩＤ２０３にフィードバックされ、ＳＱＵＩＤ２０３を貫く磁束は一定に保たれる。ＳＱＵＩＤ２０３にフィードバックされる磁束は、フィードバックコイル２０５に流れる電流、すなわちフィードバック抵抗２０６の両端に生じる電圧として検出される。この一連のＳＱＵＩＤ制御回路はＦＬＬ（Flux-locked loop）回路と呼ばれている。
【００４１】
ここで、図１の場合と同様に、振動子１０２によってｆ０よりも大きい周波数Ｆの振動（音波）を被検査体１０１に印加すると、被検査体１０１は周波数Ｆで振動する。この時、検出コイル２０１に鎖交する磁束は周波数Ｆで変調される。検出コイル２０１で検出された磁束信号は、前述のとおり、入力コイル２０３を介してＳＱＵＩＤ２０３に伝達され、電圧信号に変換される。周波数Ｆで変調された周波数ｆ０の核磁気共鳴信号は、このように磁束信号から電圧信号に変換された後、位相弁別検波器１０５に入力される。位相弁別検波器１０５は、周波数Ｆの参照信号との積を出力し、低域フィルタ１０６を通過させることによって本来の核磁気共鳴信号のみを高いＳ／Ｎ比で計測することが可能となる。
【００４２】
検出コイル２０１は同軸２次微分型コイルであり、ニオブチタン（ＮｂＴｉ）線材などの超伝導線材をボビンに巻いて形成される。微分型検出コイルは、空間的な磁場の勾配を検出することによって、環境磁場などの比較的一様なノイズを相殺する効果があり、グラジオメータと呼ばれている。ここでは、同軸２次微分型コイルを用いているが、同軸１次微分型コイル、平面１次微分型、２次元グラジオメータ型でも良い。また、磁気シールド内など、環境磁場の影響が少ない場合には、磁場の空間的な勾配ではなく磁場そのものを検出するマグネトメータを使用しても良い。上記の微分型検出コイルについては、特許文献１に開示がある。
【００４３】
また、検出コイル２０１、入力コイル２０３、ＳＱＵＩＤ２０３は超伝導状態において動作されるため、これらは液体ヘリウム、液体窒素などの寒剤、あるいは冷凍機によって超伝導転移温度以下に冷却される。
【００４４】
図７は、本実施形態における磁気共鳴計測装置における計測信号の例を示す模式図である。図７（ａ）は、被検査体１０１が静止している時における静磁場強度５０μＴにおけるプロトンの核磁気共鳴信号をＳＱＵＩＤ磁束計で検出した場合における磁場信号を示しており、周波数は前述のように２．１ｋＨｚである。一方、図７（ｃ）は、被検査体１０１を振動周波数１００ｋＨｚで振動させた時に得られる磁場信号を示す。ここで、図７（ｃ）の信号を周波数Ｆの参照信号によってロックイン検出して得られる波形が図７（ｄ）である。一方で、図７（ｂ）は、変調されていない図７（ａ）の信号を同様に周波数Ｆの参照信号によってロックイン検出して得られる信号であるが、振幅がほぼ消失していることが分かる。このことから、振動による変調およびロックイン検出を用いた本計測手法により、振動周波数Ｆによって変調されているサンプル由来の核磁気共鳴信号のみが計測可能であることが分かる。
【００４５】
図８は、本実施形態における磁気共鳴計測装置を示す模式図である。図８の磁気共鳴計測装置は、図６の磁気共鳴計測装置において、傾斜磁場コイルを追加することによりＭＲＩを可能にした構成となっている。傾斜磁場コイルの構成および、ＭＲＩの詳細については図４で説明した通りである。図４では核磁気共鳴信号の検出に誘導コイル方式の検出コイル１０３を用いているのに対して、図８では微分型検出コイル２０１、入力コイル２０２およびＳＱＵＩＤ２０３を用いている。
【００４６】
図９は、本実施形態における磁気共鳴計測装置を示す模式図である。図９の磁気共鳴計測装置は、図１の磁気共鳴計測装置において、振動子１０２の代わりに、収束超音波トランスデューサ３０１を用いた構成となっている。収束超音波トランスデューサ３０１は、収束超音波の焦点となる特定の微小領域３０２に集中的に超音波を照射し、選択的に振動させることが可能である。
【００４７】
具体的には、収束超音波を用いることによって１ｍｍ角程度の微小領域３０２のみを周波数Ｆで振動させることが可能である。変調された核磁気共鳴信号の検出方法は図１の説明で述べた通りである。ただし、この場合においては、ロックイン検出される信号は、微小領域３０２のみに由来する信号である。
【００４８】
微小領域の位置合わせには、収束超音波トランスデューサ３０１と焦点、すなわち被検査体の微小領域３０２との位置関係は収束超音波トランスデューサの形状によって決まるため、微小領域３０２の位置合わせは、被検査体３０３の入った容器３０４を移動させるか、あるいは収束超音波プローブ３０１を移動させることによって実現できる。
【００４９】
位置合わせにおいては、対象となる被検査体３０３や必要とされる分解能に応じて、超音波画像計測装置、Ｘ線画像計測装置、光学顕微鏡、カメラ等を用いて微小領域３０２の位置をモニタリングしながら行う。
【００５０】
また、高い信号強度を得るために、検出コイル１０３と微小領域３０２との距離が最小となるように検出コイル１０３を移動させるか、被検査体３０３を移動させることが望ましい。さらに、微小領域３０２を走査して被検査体３０３の全体について各微小領域の核磁気共鳴信号を計測することよって、高分解能で検査体３０３の核磁気共鳴信号を検出することが可能となる。この方法によれば、傾斜磁場を用いることなく、高い分解能で核磁気共鳴信号の空間分布を取得することが可能となる。
【００５１】
図１１は、本実施形態における磁気共鳴計測装置を示す模式図である。先の実施例と異なり、収束超音波の焦点位置を電子制御する。電子制御の方法については、図１０を用いて説明する。電子制御では、まず圧電体を複数の圧電素子に分割して構成する。個々の圧電素子と収束点の距離の差を計算し、距離差を対象物の音速で除することで伝搬時間差に換算する。この伝搬時間差の分だけ、圧電素子の駆動時間をずらすことで、収束超音波トランスデューサの形状から決まる幾何学的な焦点位置とは異なる任意の位置に超音波を集めることが出来る。この電子制御と、対象物を取り囲む円環状のトランスデューサを用いることで、対象物中の任意の位置に超音波を集め、振動振幅の空間分布を制御することが可能となる。
【符号の説明】
【００５２】
1０１  被検査体
１０２  圧電体
１０３  検出コイル
１０４  同調増幅器
１０５  位相弁別検波器
１０６  低域フィルタ
１０７  出力
１０８  移相器
１０９  発振器
１１０  増幅器
１１１  分極磁場発生コイル
１１２ａ、１１２ｂ  静磁場発生コイル
１１３ａ、１１３ｂ  傾斜磁場発生コイル
１１４ａ、１１４ｂ  傾斜磁場発生コイル
１１５ａ、１１５ｂ、１１５ｃ、１１５ｄ  傾斜磁場発生コイル
２０１  微分型検出コイル
２０２  入力コイル
２０３  ＳＱＵＩＤ
２０４  電流源
２０５  フィードバックコイル
２０６  フィードバック抵抗
２０７  同調増幅器
２０８  積分器
３０１  収束超音波トランスデューサ
３０２  被検査体の微小領域
３０３  被検査体
３０４  容器
【図１】
2013002159.tif 000003
【図２】
2013002159.tif 000004
【図３】
2013002159.tif 000005
【図４】
2013002159.tif 000006
【図５】
2013002159.tif 000007
【図６】
2013002159.tif 000008
【図７】
2013002159.tif 000009
【図８】
2013002159.tif 000010
【図９】
2013002159.tif 000011
【図１０】
2013002159.tif 000012
【図１１】
2013002159.tif 000013
【国際調査報告】
2013002159.tif 000014
2013002159.tif 000015
2013002159.tif 000016
2013002159.tif 000017