JP2002505902A - 固体磁気共鳴撮像 - Google Patents

固体磁気共鳴撮像

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JP2002505902A JP2000535261A JP2000535261A JP2002505902A JP 2002505902 A JP2002505902 A JP 2002505902A JP 2000535261 A JP2000535261 A JP 2000535261A JP 2000535261 A JP2000535261 A JP 2000535261A JP 2002505902 A JP2002505902 A JP 2002505902A
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Abstract

(57)【要約】 骨などの固体標本に含有された１つまたはそれ以上のアイソトープの空間的分布を反映する画像強度データのようなデータを生成するために、磁気共鳴の原理を採用した。空間的分布データは、例えば骨無機質密度、および／またはミネラル化の度合を算出するために使用することができる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 ［発明の背景］ 骨格系の骨には、皮質骨（あるいは「緻密」または「高密度」骨と呼ばれる）
から成る高密度外殻または皮質外皮がある。皮質外皮内において、多数のタイプ
の骨または骨の領域が、皮質骨とほぼ同じ材料から成る骨梁骨（「スポンジ状の
」骨または「海綿」骨とも呼ばれる）の網状組織あるいは網を備えている。皮質
外皮および／または小柱網で包囲された領域内部には骨髄があり、「骨髄空間」
と呼ばれることもある。これ以外のタイプまたは領域の骨、特に大腿骨のような
長骨では、小柱を持たない骨髄空間が皮質骨によって包囲されている。この骨髄
空間は「髄質」あるいは「髄腔」とも呼ばれる。小柱網あるいは髄腔のどちらに
内包されているかに関係なく、骨髄は、骨の生きた組成物を支持する細胞、循環
系を含む生きた物質から成る。さらに骨髄は脂質を備えており、また、血液形成
と身体の免疫系の特定の成分を収容している。
【０００２】 皮質骨および骨梁骨を構成する高密度の骨材料は、密接に混合した有機、無機
構成物で構成された複合材料である。有機組成物は、「基質」または「類骨」と
も呼ばれ、主にタンパク質コラーゲンから成る。基質は軟骨状で柔軟であり、骨
材料に弾力性と硬質性を与える。
【０００３】 無機質組成物は、基質に含まれ、基質により密着した塊に結合した極微なミネ
ラル結晶であり、骨に硬質性と圧縮強度を与える。一般にこの結晶は、側部が約
数百オングストロームのオーダかこれよりも短く、厚みが数十オングストローム
の平坦な板形状をしている。高密度骨の乾燥重量全体の約６０〜７０％をこのミ
ネラル結晶が占めている。
【０００４】 健康な人間の骨格系は、特に、身体を構造的に支持し、骨格筋の機械的な動き
のための1組のレバーを提供し、内臓を保護し、造血形成および免疫系を収容し 、リン酸塩、カルシウム、その他のイオンのための貯蔵器官として機能する。
【０００５】 正常でない骨格系では、これらの特徴のうちの１つまたはそれ以上が失われる
か、その能力が弱まっている可能性がある。骨疾患である骨粗鬆症では、骨格内
の骨量が減少することにより骨が弱く脆くなってしまうため、骨折の危険性が増
える。また、ページェット病では、骨無機質と基質が循環的に再吸収（溶解）さ
れて堆積する割合が異常に高くなり、これによって骨の構造が歪み、痛みを伴う
。骨軟化症（成長期の子供が発症した場合はくる病と呼ばれる）では、基質に対
するミネラルの比率が不十分になる。また、癒着不能という、骨の再構成機構に
欠陥が起こる病理状態のために、骨折が完治しないという場合もある。
【０００６】 ［発明の概要］ 本発明のある態様によれば、アイソトープを有する対象物に主磁場が印加され
、また、磁場勾配パルス中にＲＦ励起パルスを生じるパルスシーケンスが印加さ
れる。励起されたアイソトープによって発せられたＲＦ信号がＲＦパルスの後に
取得され、次に、対象物内のアイソトープの空間分布を示すデータを生成するた
めにこのＲＦ信号の処理が行われる。
【０００７】 磁場勾配パルスはＲＦ励起パルスの前に開始されるため、発せられたＲＦ信号
の取得をＲＦ励起パルス終了のほぼ直後に始めることができる。そのため、ＲＦ
パルスの後に、勾配パルスのランプアップと安定、および／または渦電流の減衰
を待つ必要がない。これによって、ＲＦパルスの終了とサンプリング開始の間の
「デッドタイム」（例えば、アナログ−デジタル変換器が発せられたＲＦ信号を
サンプリングできない時間）を短縮することができる。画像化する対象物中の固
体に含有されたアイソトープのように、横緩和時間Ｔ2が比較的短いアイソトー プを画像化する場合には、デッドタイムの短縮が重要である。ＲＦパルスの後に
勾配パルスが発生した場合、このような固体アイソトープからのＭＲ信号は、勾
配がランプアップおよび安定するまでに大幅にまたは完全に消える。ＲＦ励起パ
ルス以前に勾配パルスを開始することにより、勾配立上り時間を比較的長くする
ことができ（すなわち、磁束の変化（ｄＢ／ｄｔ）の率を比較的低くすることが
でき）、従って、画像化中の被検物を神経刺激の発生から保護することができる
。例えば、関心のアイソトープ（例えば、骨中の固体リン−３１（31Ｐ））のＴ 2 が１００μｓのオーダであったとしても、立ち上がり時間を０．１秒のオーダ にすることが可能である。
【０００８】 本発明のこの態様における実施形態は以下の特徴を含む。追加の勾配パルスが
２つ発生し、これによって３つの勾配パルスが互いに直交して勾配ベクトルを定
義する。３つの勾配パルスは全てＲＦ励起パルスの前に開始され、３つの勾配パ
ルスの最中（例えば、勾配パルスがフル振幅にまで立ち上がった２００μｓ後）
にＲＦパルスが発生する。励起したアイソトープによって発せられたＲＦ信号の
取得が、３つの勾配パルスの発生中に起こり、ＲＦ励起パルスの終了のほぼ直後
（例えば、４０μｓ未満、好ましくは２０μｓ未満、また、より好ましくは５μ
ｓ未満）に開始される。
【０００９】 直交する３つの勾配パルスとＲＦ励起パルスとを備えたパルスシーケンスが、
複数回、例えば１，０００回のオーダ実行される。各々のパルスシーケンスは対
応する勾配ベクトルを備えている。これらのベクトルの大きさは実質的に全て同
じ、例えば、９Ｇ／ｃｍのように２〜１２Ｇ／ｃｍの値であるが、各ベクトルは
独自の方向を有している。
【００１０】 このシーケンスのセットを繰返すことで、信号対雑音比（ＳＮＲ）を増大する
ために信号の平均化を行うことができる。約１，０００個の勾配ベクトルのセッ
ト全体が４回繰返されるとすると（すなわち、４度の別々の機会に各々のベクト
ルが発生されるとすると）、全体で約４，０００個のベクトルが取得される。取
得はどのような順番で行っても構わない。
【００１１】 サンプリング時間の合計を比較的短く保つために、インターパルス繰返し時間
ＴＲを約１．０秒未満、より好ましくは約０．５秒未満、さらに好ましくは約０
．３秒未満にする。ＲＦ励起パルスのフリップ角度は約３０°未満であり、より
好ましくは約２０°未満である。これは、縦磁化Ｍの１部分のみをサンプリング
することをもたらすにも拘わらず、より短いインターパルス繰返し時間ＴＲを許
容し、固定された画像スキャン時間の信号対雑音比を改善する。
【００１２】 取得した、励起されたアイソトープによって発せられたＲＦ信号は、ｋ空間内
の球状極座標系の放射状線上に存在し（画像のフーリエ変換）、ここで、球状極
座標系内のポイントは、原点からのベクトルｋで示すことができる。これらのデ
ータの処理において、各々のデータにそれぞれ関連した｜ｋ｜2（ｋの大きさの ２乗）を掛け、次に、フーリエ変換をする前に３次元のデカルト座標グリッドに
補間される。
【００１３】 取得したＲＦ信号の処理ではさらに、骨の範囲や標本のような対象物中の、例
えば31Ｐや1Ｈのようなアイソトープの密度を示すデータを生成する過程を含む 。骨標本中の31Ｐの空間密度を決定する方法において、31Ｐの既知の密度（単数
又は複数）を有する較正ファントムを骨の付近に配置し、これに主磁場とパルス
シーケンスを印加し、それにより、取得した信号を、骨標本とファントム両方の
画像を生じるように処理することができる。標本画像の強度をファントム画像の
強度と比較することにより、骨標本中の31Ｐ密度を評価することができる。
【００１４】 さらに別の実施形態では、ＲＦ励起パルスは、例えば31Ｐおよび／または1Ｈ のように複数のアイソトープを励起することができ、そして両アイソトープから
発せられたＲＦ信号は、取得され、且つ対象物内の２つのアイソトープの片方ま
たは両方の空間的分布を示すデータ、例えば空間密度データのようなデータを生
成するよう処理されることができる。そのデータのセットは、例えば、対象物内
の２つのアイソトープの密度比を決定するため、比較され、そして対照されるこ
とができる。
【００１５】 本発明のまたさらに別の態様において、アイソトープを１つ有する対象物に、
主磁場が印加され、さらに、ＲＦ励起パルスと磁場勾配パルスとを有するパルス
シーケンスが印加される。励起されたアイソトープから発せられたＲＦ信号が、
ＲＦパルスの終了のほぼ直後に取得され、次に、対象物中のアイソトープの空間
的分布を示すデータを生成するように処理される。
【００１６】 既に述べたように、発せられたＲＦ信号を、ＲＦ励起パルスの終了のほぼ直後
（例えば、２０μｓ未満、好ましくは５μｓ未満）に取得することにより、発せ
られたＲＦ励起信号をサンプリングのために使用する時間を増やすことが可能と
なる。
【００１７】 本発明の別の態様において、生体内の固体組織が、実質的な静磁場内に配置さ
れ、少なくとも２次元において磁気勾配を印加される。固体組織中でアイソトー
プが励起され、この励起されたアイソトープによって発せられたＲＦ信号が、取
得され、固体組織中のアイソトープの分布を示すデータを生成するために処理さ
れる。
【００１８】 その他の利点の中で、本発明のこの態様において、臀部や手のように、複雑な
、例えば重なった状態にある固体の骨構造を、イオン化放射を用いることなく、
３次元において直接画像化することができる。例えば、骨無機質密度および／ま
たはミネラル化の度合いを評価するために、固体構造の質的および量的分析にこ
のデータを用いることができる。本発明のこの態様における実施形態では、固体
組織内におけるアイソトープ分布の３次元画像を生成するためのＲＦ信号は、約
３５分間未満、好ましくは約２５分間未満の間に取得される。
【００１９】 本発明のさらに別の態様では、骨標本が、実質的な静磁場内に配置され、少な
くとも２次元において磁気勾配が印加される。アイソトープ（例えば31Ｐ）が骨
内で励起され、この励起されたアイソトープによって発せられたＲＦ信号が、取
得され、骨中におけるそのアイソトープの空間的分布を示すデータを生成するた
めに処理される。次に、骨の無機質密度を決定するために、このデータ自体が（
例えば、その強度の評価によって）処理される。
【００２０】 骨無機質密度（ＢＭＤ）は、骨格の健康を評価する上での重要な量的診断測定
値である。ＢＭＤは、骨粗鬆症やくる病を含む障害の臨床診断を容易にすること
が可能であり、また、被検物の骨折または骨の癒着不能の危険度に影響を及ぼす
主要因である。破壊的な試験（例えば生検）または被検物へのイオン化放射（例
えばＸ線照射）のどちらも用いずにＢＭＤを評価できることにより、検査する骨
格領域の数と多様性に関して比較的広い範囲におけるＢＭＤ診断を比較的頻繁に
行うことができる。
【００２１】 本発明のこの態様の好ましい実施形態において、骨と同様にファントムにも磁
気勾配が印加される。ファントムは、31Ｐの異なる密度を少なくとも２つ備えて
おり、また、画像化中に取得したＲＦ信号が、骨サンプルとファントム中におけ
る31Ｐの空間分布を示すべく処理される。骨を表すデータの強度が、ファントム
を表すデータの強度と比較される。
【００２２】 本発明の別の態様において、各々がアイソトープを１つ含有した（両方の化合
物が同じアイソトープを含有していてももよい）２つの異なる化合物を有する対
象物が、実質的な静磁場内に配置される。一方の化合物中のアイソトープは、他
方の化合物中のアイソトープとは主磁場における異なるスピン格子緩和時間Ｔ1 を有する。対象物に、両化合物中のアイソトープを励起するＲＦ励起パルスシー
ケンスが印加され、この励起されたアイソトープから発せられたＲＦ信号が取得
される。これらの取得された信号から、２つの化合物の実質的に片方のみの、対
象物中における分布をを示すデータセットが得られる。
【００２３】 この態様の好ましい実施形態において、２つの化合物の実質的にもう片方のみ
の、対象物中における分布を示すデータセットも取得される。ＲＦ励起パルスシ
ーケンスは、異なるフリップ角度、インターパルス繰返し時間、またはこれら両
方を有する２つの一連のＲＦ励起パルスを備えている。データセットは、フリッ
プ角度とインターパルス繰返し時間の一方または両方と、スピン格子緩和時間と
に従って、取得したＲＦ信号を処理することで得られる。ＲＦ励起の回数を適切
に増し、例えばデータセットの線形組合せの計算のような数学的技術を採用すれ
ば、この技術を、対象物中の３つ以上の化合物の分布の個別の画像を生成するた
めにも使用することができる。
【００２４】 この方法で異なる化合物の識別が可能なことにより、異なる化合物間の、例え
ば時間の経過と共に変わる相互作用を研究および分析するための非侵襲的な方法
が得られる。例えば、植込まれたプロテーゼが、31Ｐを含有する化合物を１つま
たはそれ以上有する場合、この技術を用いれば、例えば生体内のバイオアクティ
ブ化学合成材料のリモデリングの研究および分析を行うために、プロテーゼと骨
を別々または一緒に画像化することができる。
【００２５】 本発明のこれ以外の特徴および利点は、好ましい実施形態の説明と特許請求の
範囲から明白になるだろう。
【００２６】 ［好適な実施形態の説明］ １． システム 図１に示すように、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システム８は、被験者１１を包囲
する１式の電磁コイル１０を備えている。図１では、被験者１１は人間でありそ
の全身が示されているが、人間の肢体や部位であってもよいし、あるいは生物で
なくてもよい。後に説明するように、ＭＲＩシステム８は、例えば骨の様な硬組
織に含まれるアイソトープの画像化および分析を容易且つ可能にする（「固体映
像法」）。
【００２７】 １式の電磁コイル１０は、主要コイル１２と、３つの直交勾配コイル１４、１
５、１６とを備えており、これらの各々は直交ｘ、ｙ、ｚ軸に関連した方向に向
かって配置されている。
【００２８】 主要コイル１２は、静磁場を生じる超伝導磁石であり、例えば内径１８ｃｍで
２．０テスラ（Ｔ）の磁石（Ｎａｌｏｒａｃ社（カリフォルニア州マルティネス
）から入手可能）、または内径３０ｃｍで４．７Ｔの磁石（Ｏｘｆｏｒｄ Ｉｎ
ｓｔｒｕｍｅｎｔｓ（イギリス、オックスフォード）から入手可能）である。
【００２９】 勾配コイル１４、１５、１６の各々が、それぞれのｘ、ｙ、およびｚ勾配コイ
ル方向において磁場勾配Ｇx、Ｇy、またはＧzを生じる。２．０Ｔシステムでは 、勾配コイルは例えば１２Ｇ／ｃｍまでの磁場勾配を生じる（勾配コイルと、こ
れらを駆動する電力供給装置はＯｘｆｏｒｄ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ製のもの
を使用）。また、４．７Ｔシステムでは、勾配コイルは例えば９Ｇ／ｃｍまでの
磁場勾配を生じる（勾配コイルはＧｅｎｅｒａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ製、これら
を駆動する電力供給装置はＴｅｃｈｒｏｎ製のものを使用）。
【００３０】 映像化の対象箇所周囲または付近に配置された無線周波数（ＲＦ）コイル２２
が、その場所の範囲内にアイソトープを励起するＲＦ励起パルスを生じ、さらに
、励起されたアイソトープから発せられたＲＦ信号を検出する。図２に示す２．
０Ｔシステムで使用しているＲＦコイル２２は、例えば長さ２．７ｃｍ、直径３
．３ｃｍの単同調ソレノイドコイルである。４．７Ｔシステムで使用するＲＦコ
イルには、例えば、単同調または複同調の表面コイルがある。図３および図４に
は、その他のＲＦコイル２０、２１を示している。
【００３１】 コンソール２４は、磁場勾配コイル１０とＲＦコイル２２を駆動し、これらか
ら発せられる信号を受信する。２．０Ｔシステムでは、例えば、ＳＩＳＣＯ／Ｖ
ａｒｉａｎ（カリフォルニア州、パロ・アルト）製のコンソールを使用し、また
、４．７ＴシステムではＢｒｕｋｅｒ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ（カリフォルニ
ア州、フレモント）製のＯｍｅｇａコンソールを使用する。
【００３２】 被験者１１の検査範囲またはその付近に較正ファントム２５を、最終的な画像
に写るように任意で配置することができる。較正ファントム２５は、既知の磁気
共鳴挙動を有し、また、被験者の中で画像化されるのと同じアイソトープを持つ
材料を備えている。例えば、ＭＲＩシステムが、被験者の骨の中の31Ｐ（リン）
を画像化するように構成されている場合には、ファントム２５は１つまたはそれ
以上の既知の密度ρの31Ｐ化合物を含むことができる。例えば、ファントム２５
は、直径２．５４ｃｍ、長さ２．５６ｃｍで、４つの精密に工作された直円柱形
の穴を備えたアクリル製シリンダであってよい。該穴の各々は、二酸化ケイ素（
Ｊｏｈｎｓｏｎ Ｍａｔｔｈｅｙ（メイン州、シーブルック）製）で希釈したヒ
ドロキシアパタイト・パウダーＣａ10（ＯＨ）2（ＰＯ4）6（Ａｌｄｒｉｃｈ（ ミズーリ州、セントルイス）製）の混合物を含んでいる。各々のシリンダは、例
えば、１．０８、０．８６、０．５４、０．３０ｇ／ｃｍ3のようにそれぞれ密 度の異なるヒドロキシアパタイトを含んでいる。
【００３３】 ２． パルスシーケンス 固体の磁気共鳴において、「スピン・スピン」または「横」緩和時間Ｔ2は、 液体磁気共鳴と比べて極端に短い傾向がある。Ｔ2は、磁気共鳴信号が後続の励 起を不可逆的に減衰させる時間を特徴付ける指数的な時間定数である。従って、
Ｔ2は、後に詳細に説明するように、信号を検出するために使用可能な時間、ま た、信号に含まれる空間的な情報を暗号化するために使用可能な時間を反映する
。
【００３４】 固体磁気共鳴を特徴付ける比較的短い横緩和時間Ｔ2は、励起された被検物の 核スピン間の「直双極子」または「スピン・スピン」結合に起因する。被検物内
の各々の核スピンは、その信号がＭＲ機器によって検出されてもされなくても、
それ自体が双極子磁場を生じる極微な磁石である（磁場の形状は、磁針のような
短い直線磁石により生じる磁場のようなものである）。従って、被検物内の原子
核の各々は、コイル１０によって生じる磁場のみでなく、被検物内にあるその他
全ての原子核の磁場をも経験する。しかし、これらの双極子磁場の強度は、原子
核間の距離の逆３乗同様に減衰するため、その効果は著しく局所的であり、数原
子直径の距離内にあるこれらの核スピンのみが、与えられた核原子を経験した磁
場全体に影響を及ぼす。
【００３５】 被験物内の特定の核位置において隣接した原子核から生じる磁場の総体（ベク
トル和）は「局所磁場」と呼ばれ、ＢLで示される。ＢLの特定の大きさと方向が
被検物の場所によって変わるため、ＢLは統計に基づいた量である。ＢLの平均値
は通常０であるが、固体材料におけるその平均二乗の平均は０ではない（また通
常は、例えば1Ｈ対13Ｃのように、被検物内の異なるアイソトープによって異な る）。
【００３６】 固体被検物の局所磁場ＢLの特定の値がその場所によって変わるため、ラーモ ア（共鳴）回転数も場所によって変わり、これによって、比較的大きな平均二乗
の平均を持つ局所磁場が存在することが、サンプル全体にかけてラーモア周波数
の広範囲の広がりがあること、すなわち比較的広い準位幅があることを示す。こ
れは短いＴ2と同等である。例えば、一般的な磁気共鳴機器は、約１〜１０Ｔ（ １０，０００〜１００，０００ガウス、Ｇ）の範囲の磁場強度Ｂ0を採用してい る。特定の値は、そこに存在する特定の核種と、固体の結晶格子におけるその空
間的配置に基づくが、１〜５０ｋＨｚの範囲のスペクトル・ライン幅と１０〜１
０００μｓの範囲のＴ2を与えた場合、その固体における局所磁場は約１〜１０ Ｇの範囲である。対照的に、液体被検物中の分子の動きは素早く等方的である。
そのため局所磁場の平均が０になり、スピン・スピン結合への寄与が実際上消え
る。
【００３７】 固体内の核スピンは、双極子・双極子相互作用に加えて、スピン格子緩和時間
Ｔ3の増加と、ライン拡大（縮小したＴ2）とに寄与する別の相互作用も経験する
。これらの相互作用には、化学シフトの異方性と四極子結合がある。
【００３８】 これらの影響の結果、骨の２．０Ｔ磁場内の固体リン−３１（31Ｐ）のＴ2は 、１００μｓのオーダである。この材料をスピン・エコーまたは勾配・エコー技
術で画像化するには、十分なスピン・エコーまたは勾配・エコー信号を検出する
のに、最短エコー時間（ＴＥ）がこのＴ2のオーダと同じか、またはＴ2よりも短
くなくてはならない。これは、比較的高い周波数での比較的大きな勾配磁場の切
換えを伴う。また、高帯域幅の電力供給装置が必要となり、これによって被検者
１１内の神経が刺激される。
【００３９】 あるいは、代わりに自由誘導減衰（ＦＩＤ）信号を取得することにより、パル
スシーケンスからスピン・エコーまたは勾配・エコーを排除することができる。
図５に、励起されたアイソトープのＦＩＤのサンプリングを可能にするパルスシ
ーケンスを示す。全画像スキャン中に、図５のパルスシーケンスは、例えば４０
９６回繰返される。
【００４０】 図５のパルスシーケンスはコンソール２４によって開始される。コンソール２
４は、勾配コイル１４、１５、１６を駆動して、ｘ、ｙ、ｚのそれぞれの方向に
おいて３つの勾配パルスＧx、Ｇy、Ｇzをそれぞれ生じて勾配ベクトルＧを生じ る。勾配ベクトルＧの大きさは、図５のパルスシーケンス全体を通して、例えば
２〜１２Ｇ／ｃｍの範囲内の値において実質的に一定に保たれる（立上り時間、
整定時間、立下り時間を除く）。これらの勾配は、短いＴ2の拡大効果において 表面の空間分解能を高めるために臨床用ＭＲＩで一般に使用される最大値１〜２
Ｇ／ｃｍよりも高い。勾配ベクトルＧの比較的高い大きさを考慮して、勾配パル
スＧx、Ｇy、Ｇzの立上り時間および立下り時間は０．１秒のオーダとかなり長 めにとられる。これによって、定常状態の大きさまたは場の勾配とは対照的に、
主に磁束の変化（ｄＢ／ｄｔ）の率の関数である被検者１１への神経刺激を防止
する。勾配パルスＧx、Ｇy、Ｇzは、ＲＦ励起パルス２６の前に開始されるため 、この比較的長い立上り時間が使用可能なサンプリング時間の合計を減じてしま
うことはない。勾配パルスがＲＦパルスの後に発生した場合は、勾配がランプア
ップし、安定するまでに、固体アイソトープからのＭＲ信号が全域または広い範
囲にわたって消える。
【００４１】 勾配パルスＧx、Ｇy、Ｇzの０．１秒の立上り時間後、コンソール２４は、Ｒ Ｆ励起パルス２６を生じる前に２００μｓ待つ。この遅れの間に、勾配が安定し
、例えばコイルおよび／または磁石の電気伝導構造において誘導された全ての渦
電流が衰える。
【００４２】 ＲＦ励起パルス２６は、関心の化学種の公称ラーモア周波数と同じ、またはこ
れに近い周波数を持った単一の方形ハードパルスである。例えば、31Ｐのラーモ
ア周波数は２．０Ｔにおいて３４．２７ＭＨｚであり、また1Ｈのラーモア周波 数は８４．６７ＭＨｚである。
【００４３】 このパルスのその他のパラメータ（すなわち、フリップ角度と継続時間）は、
所望の定量的な正確性、信号対雑音比、合計の画像取得時間の関数である。
【００４４】 例えば骨のような硬組織に含まれるアイソトープは、比較的長いスピン格子緩
和時間Ｔ1を特徴的に持っている。例えば、２．０Ｔの磁場における体外（ｅｘ ｖｉｖｏ）骨内の固体リン３１（31Ｐ）のＴ1は５〜２０秒のオーダであり、 また、１．５Ｔの磁場における体内（ｉｎ ｖｉｖｏ）骨内では５〜７秒のオー
ダである。完全飽和をもたらす９０°のＲＦ励起パルスの後に、縦磁化を９５％
回復するためにはＴ1インターバルが３回、９９％回復するにはＴ1インターバル
が５回必要である。９９％の正確性を得るためにインターパルス繰返し時間ＴＲ
を５回のＴ1インターバルと等しくなるように選択した場合、合計で４０９６の ＦＩＤの画像スキャンを完了するのに約５日を要する。
【００４５】 ９０°よりも小さいフリップ角度βを用いることにより、合計の画像スキャン
時間を短縮することができる。その結果、縦磁化Ｍの１部分しかサンプリングで
きないが、しかし、インターパルス繰返し時間ＴＲが短縮でき、固定の画像スキ
ャン時間について信号対雑音比を改善することができる。
【００４６】 ＴＲは、被験者１１が耐えられる時間の長さにおいて、画像全体をスキャンで
きる（例えば４０９６ＦＩＤ）ように選択する。例えば、合計画像化時間を２０
分のオーダとすると、ＴＲを０．３秒に設定することができる。Ｔ1は、縦磁化 Ｍ0の平衡値と、前指数的な（pre-exponential）定数α（理想的な状況下で２と
等しい）と同様に、反転回復パルスシーケンス（１８０°のＲＦパルスを持ち、
次に継続時間τの遅れが続き、次に図５に示すＦＩＤシーケンスが続く）と、以
下に示すモデルに適合する第３パラメータ非線型最少二乗法とを用いて求めるこ
とができる。
【００４７】
【数１】
【００４８】 フリップ角度β、縦磁化Ｍ、縦磁化の平衡値Ｍ0、図５のパルスシーケンスに おけるＴＲとＴ1の間の定常状態関係は、
【数２】 と表すことができ、ここで、
【数３】 である。
【００４９】 あらゆるＴＲとＴ1について、最良信号対雑音比はβoptを用いて得られる。
【００５０】
【数４】
【００５１】 一旦都合の良いパルス継続時間が選択されると、最適な信号対雑音比を得るた
めに、方程式（４）を用いてフリップ角度が計算される。例えば、２．０Ｔシス
テムにおいて、Ｔ1が約２０秒の骨を画像化する場合、０．３秒間のＴＲと、１ ０°のＲＦ励起パルス２６を使用することができ、その結果求められる４０９６
ＦＩＤの画像スキャンを全て行うための時間は２３分間となる。（正確な継続計
算によれば２０．５分間であるが、スキャナによるちょっとした遅れが２．５分
間あるので、これを追加している。）より強い磁場ではＴ1が増加するため（例 えば、約３０秒間）、１０°のＲＦ励起パルス２６および０．４５秒間のＴＲを
４．７Ｔ磁場に用いると、４０９６ＦＩＤの画像を全てスキャンするための時間
は３１分間と計算される（スキャナに起因する遅れを無視する）。
【００５２】 図５に示すように、比較的短いＴ2を考慮すると、ＦＩＤ２８の（骨中の31Ｐ について８０μｓ）サンプリングは、実質的にＲＦ励起パルス２６の終了の直後
、例えば４０μｓのオーダまたはこれより短い時間の後、および好ましくはたっ
た５μｓのオーダまたはこれより短い時間の後に開始される。ＲＦ励起パルス２
６の終了の実質的直後のＦＩＤのサンプリングは、比較的短い固体Ｔ2が信号の 位相ずらしと損失を生じてＳＮＲを向上させるための時間を短縮する。パルス直
後のＦＩＤのサンプリングも、被検物の異なる範囲におけるＴ2の変化によって 起こる出来上り画像内の信号強度の変化を最少にする。これは、Ｔ2重み付けを 減少させることで画像の定量的な正確性を保つ上での助けとなる。サンプルは一
定の時間インターバルで収集され、各ＦＩＤ中に合計で２５６のサンプルが収集
される。
【００５３】 既に述べたように、完全な画像をスキャンするためには、例えば４０９６ＦＩ
Ｄのサンプリングが必要条件である。勾配ベクトルＧの大きさは、図５の各パル
スシーケンスにおける大きさと同じである。これは、例えば２〜１２Ｇ／ｃｍの
範囲内の値である。各勾配ベクトルＧについての２５６サンプルのセットは各々
、フーリエ・ドメイン（または「ｋ空間」）において、原点から発する一連のサ
ンプルとして説明することができる。詳細には、波数ベクトルｋ＝γＧｔは、信
号の取得中に、時間ｔにおける勾配ベクトルＧの影響下で、フーリエ空間の半径
方向の横切り（ｒａｄｉａｌ ｔｒａｖｅｒｓａｌ）を追随する。
【００５４】 １つの典型的な画像化シーケンス中に、勾配ベクトルＧが９９８の異なる方向
において生じ、それぞれの勾配ベクトルＧは、４回サンプリングされて信号対雑
音比を改善する。これはすなわち、１つの画像についてデータを収集する工程を
通じて、勾配パルスＧx、Ｇy、およびＧzの各組合わせが、異なる４つの機会に おいて生じるということである。これら４つの「繰返し」スキャン中に収集した
データは平均化され、データ・マトリックスに格納される。勾配ベクトルＧの大
きさをゼロにするために、連続するパルスシーケンスの間に勾配パルスＧx、Ｇy 、およびＧzをオフにする必要はない。
【００５５】 ９９８の異なる勾配ベクトル方向は、単位球周囲を巡る１４の緯度の輪のパタ
ーンに好都合に適合し、９９８方向が球状のｋ空間全体に渡って同位体的に分配
されるように勾配パルスＧx、Ｇy、およびＧzが選択される。従って、４０９６ のＦＩＤの４×９９８（または３９９２）のみが画像の再構成に使用される。残
りの１０４ＦＩＤからのデータは破棄されるか、あるいは、ラーモア周波数、受
信機のノイズレベル、受信機のベースラインオフセット、および／または同様の
性質の測定に使用することができる。しかし、コンピュータのハードウェアおよ
びソフトウェアの目的において、２の累乗の倍数でデータブロックを扱うことは
一般には比較的便利であるため、４０９６のＦＩＤ全てが収集される。勾配ベク
トル方向の数が少なければ画像取得時間が短くなるが、空間解像度は低くなり、
また、勾配ベクトル方向の数が多ければ空間解像度は高くなるが、画像取得時間
は長くなる。
【００５６】 ３． データ処理 取得に続き、３次元画像は投影再構成技術を用いて、球状に格納されたデータ
Ｄ（ｋ）から再構成することができる。画像再構成技術の詳細は、以下に示す本
明細書で参照している参考文献に示されている。C.W. Stearns, D.A. Chesler,
G.L. Brownellによる"Three Dimensional Image Reconstruction In the Fourie
r Domain," IEEE Trans. Nucl. Sci., NS-34(1): 374-378 (1987)、C.W. Stearns
, D.A. Chesler, Brownellによる"Accelerated Image Reconstruction For A Cy
lindrical Positron Tomograph Using Fourier Domain Methods," IEEE Trans.
Nucl. Sci., NS-37(2): 773-777 (1990)、D.A. Chesler等による"Rapid 3-D Reco
nstruction From 1-D Projections For Metabolic MR Imaging of Short T2 Spe
cies," Society of Magnetic Resonance, Berlin (1992)。
【００５７】 ステップＡ まず、格納されたデータに｜ｋ｜2を掛けて（その１−２５６の サンプル番号の２乗）ｋ空間内における不均一なデータの密度を補正する。すな
わち、各投影上の２５６データポイントが一定の時間インターバルでサンプリン
グされるため、データポイントの軌跡は一連の同心球体として説明することがで
きる。隣接する球体の各対は半径方向に同一の距離ｘで離間しており、距離ｘは
サンプリングインターバルによって求められた定数である。従って、最も外側に
ある、半径が２５６ｘの球体上の９９８のデータポイントの密度は、最も内側に
ある、半径がたった１ｘの球体上の９９８のデータポイントの密度よりも大幅に
低い。
【００５８】 ステップＢ 重み付けされたデータは、次に、正則な６４3デカルト立方体再 構成格子に「内挿される」か、または「ぼかされる」。詳細には、サンプリング
されたデータポイントの各々が、そのｋ空間における実位置から、６４3立方体 再構成格子の包囲する８つのポイントへとぼかされる。これは、実データサンプ
ルの実ｋ空間位置の、再構成格子ポイントへの近接と、実データサンプルの数値
とを反映する各立方体再構成格子ポイントの各々に数値を加えることによって達
成される。骨からの信号のスペクトル・ライン幅と再構成手順のポイント拡張機
能とによって実線形空間分解能は約２ｍｍ3に制限されるが、再構成された６４3 格子は、４ｃｍ3の視野（ＦＯＶ）と０．６２５ｍｍ3のボクセルサイズとに対応
する。
【００５９】 ステップＣ 次に、球状データＤ'（ｋ）の修正セットから「修正格子」が形 成され、ここで、修正セット内の各データポイントＤ'（ｋ）の値は１である。 修正格子は、球状データＤ'（ｋ）に密度補正（ステップＡ）と、実ＦＩＤデー タＤ'（ｋ）について上述したぼかし（ステップＢ）とを経験させる。次に、立 方体再構成格子の各ポイントを、修正格子の関連するポイントで割る。
【００６０】 ステップＤ 次いで、修正された立方体再構成格子が３次元フーリエ変換され
る。
【００６１】 ステップＥ ぼかしの段階で生じた強度のゆがみを補正するために、フーリエ
変換して修正された立方体再構成格子の各ポイントを、［（ｓｉｎｘ・ｓｉｎｙ
・ｓｉｎｚ）／（ｘ・ｙ・ｚ）］2として変化させる３次元−ｓｉｎｃ２乗関数 に相当する値で割る。
【００６２】 ４． データ分析 再構成された画像は、様々な診断アプリケーションを有している。これは、被
検者１１における関心のアイソトープ分布を評価するために見ることができる。
例えば、骨無機質の主成分である複合リン酸カルシウムが、ヒドロキシアパタイ
ト、Ｃａ10（ＯＨ）2（ＰＯ4）6に似た、結晶性の低い非化学量的なアパタイト （燐灰石）として特徴づけることができる。
【００６３】 骨無機質の化学組成は、カルシウムの含有量が少なく、ヒドロキシアパタイト
に見られないイオンを有しているという点でヒドロキシアパタイトと異なる。よ
り詳細には、骨無機質は、炭酸塩、少量のナトリウム、マグネシウム、フッ化物
、その他の有機および無機質の微量成分を含んだアパタイト系のリン酸カルシウ
ムである。この炭酸塩化アパタイトは「ダーライト」と呼ばれ、重量の４〜６％
の炭酸塩を含有し、また、歯や、無脊椎動物の骨格の無機質構成物質でもある。
骨無機質中のリン酸塩イオンのほとんどは、ＰＯ4 -3の形式であるが、プロトン を印加されてＨＰＯ4 -2の式を有するものもある。これらプロトンを印加された リン酸塩イオンは、リン酸水素塩、酸リン酸塩、またはビフォスフェートと呼ば
れ、全リン酸塩イオンの量の約１５％まで含まれることができる。「オルトリン
酸塩」という用語は、リン酸Ｈ3ＰＯ4から導出されたプロトン印加した、または
プロトン印加していないリン酸塩イオンの全クラスを示すものである。
【００６４】 従って、骨のある範囲内の31Ｐの量は、全体の骨無機質密度を表す。そのため
、31Ｐの再構成された画像の強度は、骨自体の無機質密度を表すものであり、組
織組成についての想定や、組織組成のモデルに依存する必要はない。31Ｐ画像は
、電離放射線（例えばＸ線）を用いなくても生成することができ、また、特に骨
梁骨のような骨の、および／または、臀部や手などの重なった多数の骨または骨
構造の断面の複雑なことが多い３次元構造を質的また量的な分析に使用すること
ができる。化学組成、および基質のミネラル化の度合（すなわち、骨無機質の基
質に対する比率）とについての情報も、1Ｈデータがまた得られる場合には、画 像から得ることができる。一般に、31Ｐは骨を周囲する軟部組織中（例えば、リ
ン脂質中や、ＰＣｒ、ＡＴＰ、Ｐi等の代謝産物の溶液中）に見られるが、骨中 のリン濃度は、通常は数桁高いため、軟部組織からのＭＲ信号が骨からの信号を
妨害することはない。
【００６５】 既に述べたように、再構成された画像の評価を量的に、および質的に行うこと
ができる。質的には、画像は、骨の目的範囲内の相対無機質密度の空間的分布を
表し、画像中の明るい範囲は暗い範囲よりも無機質密度が高い。この質的画像は
、所定の画素または画素の範囲の強度に関連して正規化することができる。例え
ば、画像全体にかけての平均画素強度を計算することができ、また、次に、この
平均画素強度に関連して、画像強度を画素ごとに正規化することができる。
【００６６】 有意性のある量的測定の１つは骨無機質密度（ＢＭＤ）である。ＢＭＤは、骨
粗鬆症やくる病を含む骨格障害の臨床診断において重要であり、被験者の骨折の
危険に影響する主要因である。
【００６７】 上述した縦磁化Ｍ0の平衡値は、画像化中の被験者内に含有される関心のアイ ソトープの質量と比例し、従って、単位体積毎の磁化は密度と比例する。縦磁化
Ｍも、測定した信号強度、すなわち、再構成した画像の強度と比例する。観測し
た縦磁化Ｍを実平衡値Ｍ0に修正するには、上述の方程式（２）を反転させて
【数５】 を得て、ここで、
【数６】 である。
【００６８】 較正ファントム２５の画像や、較正化合物の既知の密度を用いて、画像強度デ
ータを実密度情報に変換することができる。較正化合物の実密度は均一であるた
め、再構成した画像内のファントムの強度も均一である筈である。被験者の画像
の所望の範囲の平均画素強度が最初に見つかる。次に、較正化合物の範囲の平均
画素強度が見つかる。被験者の平均画素強度を較正化合物の平均画素強度で割る
と、（較正化合物の密度に関連する）被験者の該範囲の相対密度が得られる。較
正化合物の実密度がわかっているので、被験者の該範囲の実密度は、相対密度と
較正化合物の実密度を掛けることによって求められる。ファントム２５の場合と
同様に、較正ファントムが１よりも大きな密度において化合物を有する場合、実
密度に対する強度を写像する較正曲線を、ファントム密度と強度の値の最少自乗
適合を用いて作成することができる。これについては、後述の方程式（７）に関
連して後により詳細に説明する。
【００６９】 しかし、場合によっては、ＲＦ磁場の変化やその他の空間的不均一性によって
ＦＯＶ全体に不均一な強度を生じ、これにより、同じアイソトープ密度を有する
範囲における強度が、最終的なＭＲ画像では違ってしまうことがある。これをな
くすために、較正プロセスの実施を、骨中の目的範囲と実質的に同じＲＦ磁場強
度にされたファントム部分に限定することができる。
【００７０】 ＦＯＶを満たすのに充分な、またはほぼ満たすのに充分な大きさの異なるファ
ントムがＭＲＩシステム８に単独で配置される最初の較正で、ＦＯＶ中の類似し
たＲＦ磁場強度を有する範囲を識別することができる。このファントムは、例え
ば、８５％のリン酸Ｈ3ＰＯ4で完全に満たされている。液体酸が、絶対的な充填
均一性と、非常に高い信号対雑音比（ＳＮＲ）を提供する。被検物の画像生成に
使用する場合と実質的に同じ条件下で生成された最終的な仕上がり31Ｐ画像が、
同様の強度を持つ範囲を少なくとも２つ見つけるために調べられる。ファントム
の均一性のために、これらの画像範囲と対応するＦＯＶの範囲が、実質的に同じ
ＲＦ磁場強度にされたことが明白である。
【００７１】 実質的に同じＲＦ磁場強度を持つこれらの範囲の位置の予測が、次に、ファン
トム２５の画像を用いて被検物画像の密度を求めるために使用される。例えば、
被検物画像のスライス４５−４８に対応する範囲のＲＦ磁場強度がファントム画
像のスライス２５−２８に対応する範囲のＲＦ磁場強度の２％以内である場合に
は、ファントム画像のスライス２５−２８からの強度情報が較正に使用される。
【００７２】 較正プロセスでは、ファントムまたは被検物画像の各スライスについて全ての
強度情報を使う必要はない。例えば、使用したファントムのスライスの各々の内
に、バックグラウンドノイズ標準偏差の３倍よりも小さな信号を伴った画像画素
を破棄することができ、また、残りの画素強度を密度計算に使用することができ
る。次に、これらの画素の信号強度Ｉを、線形較正曲線を作成するために使用で
き、Ｉは、ヒドロキシアパタイト／二酸化ケイ素の混合物の既知の密度ρに対抗
し、最少自乗法をあてはめ、
【数７】 ここで、定数項ａが、大きさ画像（ｍａｇｎｉｔｕｄｅ ｉｍａｇｅ）中のノイ
ズのゼロでない平均を修正する。
【００７３】 ＲＦ磁場強度の変化に加えて、較正は、一方で較正ファントム２５の、他方で
被検物の異なる磁気共鳴特性を考慮することもでき、ここで、これらの異なる特
性が画像強度に影響を与える。例えば、31Ｐ固体の３次元投影画像において、未
知被検物が骨を備え、較正被検物が合成リン酸カルシウム、例えばヒドロキシア
パタイトを備える場合、２つの材料のスピン格子緩和時間Ｔ1は異なり、各々の 材料に含まれるリン原子の等密度によって生じた信号強度もやはり異なる。実験
的に測定されたか、または、パルスシーケンス・タイミングの詳細と、各材料に
ついてのＴ1の値とがわかっている上で計算した修正因子を、較正の計算結果を さらに修正するために用いることができる。例えば、被検物の目的範囲内の密度
を算出するには、観測した再構成画像の関心領域の強度に、Ｔ1コントラストを 修正するにはＦ（方程式（６）より）を掛け、較正ファントムの強度対密度写像
を考慮するためにはＫ（方程式（７）より）を掛ける。
【００７４】 さらに、またはあるいは、例えば、ソフトウェアで、まず、最初の較正で生じ
たリン酸（Ｈ3ＰＯ4）ファントム画像を用いて磁場変化を写像することにより、
ＲＦ磁場変化の結果生じた強度の空間的変化を修正することができる。次に、後
続の画像の強度を修正するべく、この写像を必要であればＴ1コントラスト修正 と共に使用することができる。これらの後続の画像は、被験物のみのものか、ま
たは被検物に加えてファントム２５のようなファントムを含み得る。
【００７５】 さらに、またはあるいは、一連の画像から緩和時間を計算するために、パルス
シーケンス・タイミング・パラメータの適切な変化を伴う一連の画像を測定する
ことにより較正を行うことができる。この緩和時間から適切な修正を求めて適用
することができる。
【００７６】 比較テストは、固体31Ｐ画像からのＢＭＤの算出と、ＢＭＤを計算するこれ以
外の３つの技術との間の高い相関を示す。あるテストにおいて、生後ほぼ６ヶ月
の子羊の脛骨と、生後ほぼ４ヶ月の子牛の大腿骨の中央骨幹皮質外皮とから長さ
２ｃｍの標本を切取った。さらに、大腿部頭骨からウシの小柱標本も切取り、後
に説明する重量分析と化学分析の正確性を最大にするために皮質外皮を除去した
。標本から外部の軟部組織を完全に切断し、これを室温で乾燥した。全ての標本
は、タンパク質と脂質の補体を完全に保持していたが、含水率は低かった。
【００７７】 まず、標本を、上述のＭＲＩ技術を用いて分析した。皮質標本を２．０Ｔで画
像化し、小柱標本を４．７Ｔで画像化した。ヒドロキシアパタイト・ファントム
と共に、ウシの皮質標本と小羊の皮質標本に１０°のＲＦパルスと、０．３秒の
ＴＲを印加した。ウシの小柱標本に２１°のＲＦパルスと、２．０秒のＴＲを印
加した。ウシの皮質標本と小羊の皮質標本に適合した（方程式（１）を用いて）
Ｔ1は、各々１７．１±０．４（標準偏差）と１９．８±０．５であり、また、 ウシの小柱標本では１６．３±１．３、ヒドロキシアパタイトでは０．２６であ
った。（皮質骨画像については、ファントムの３つのコラムのみがヒドロキシア
パタイトで充填され、これに対し、小柱画像については４つ全てのコラムが充填
された。）
【００７８】 次に、標本に、デュアル・エネルギーＸ線吸収光度法（ＤＥＸＡまたはＤＸＡ
）を実施した。デュアル・エネルギーＸ線吸収光度法では、質量密度の画像を生
成するために２つのＸ線エネルギーにおける１対のデジタル投影Ｘ線スキャンを
減じて、その質量密度の画像から骨無機質含有量（ＢＭＣ）を求めることができ
る。ＱＤＲ−１０００ ＤＸＡ 濃度計（Ｄｅｎｓｉｔｏｍｅｔｅｒ）（Ｈｏｌ
ｏｇｉｃ製（マサチューセッツ州、ウォルサム））を、Ｈｏｌｏｇｉｃ製のヒド
ロキシアパタイト擬人化脊椎ファントムで較正した。ＤＸＡファントムのバック
グラウンド分散状態をシミュレーションするために精巧に研磨された厚さ３．８
１ｃｍのアクリルプラスチックのブロックの上に骨標本を配置し、０．１ｃｍの
スキャン・ステップでスキャンした。合計のスキャン時間は６〜７分間、スキャ
ン速度は０．７３ｃｍ／ｓであった。全てのＤＸＡ分析にこのメーカーのソフト
ウェアを使用した。
【００７９】 次に、標本の重量分析を行った。標本を計量し、水分吸収を防止するために透
明なアクリルマニキュアでコーティングし、水分置換によって容積測定を行った
。
【００８０】 容積測定の後、標本を、ＣＣ５８１１４ＰＣプログラム可能なデジタル制御装
置（Ｂｌｕｅ Ｍ製（ノースカロライナ州、アシュビル））で制御された約７．
６２ｃｍ（３インチ）の水平な管状炉ＨＴＦ５５３２２Ａで焼却して灰化した。
標本を、３００℃の温度で２時間加熱し、次に、６００℃で１６時間加熱した。
３００℃では炭酸塩はほとんど、または全く失われず、６００℃ではほんの少量
だけ失われた。
【００８１】 各サンプルの乾燥した灰を計量し、６ＮのＨＣｌ溶液で溶解し、メスフラスコ
に移した。るつぼを蒸留水で洗浄した。この水は準備に備えてメスフラスコ内に
溜められた。サンプルを２つの等分に分けた。１つ目の等分は、酸化ランタンを
０．１％（ｗｔ／ｖｏｌ）含有した０．５％（ｖｏｌ／ｖｏｌ）のＨＣＬ溶液で
希釈し、６０３原子吸収分光光度計（Ｐｅｒｋｉｎ−Ｅｌｍｅｒ製（コネチカッ
ト州、ノーウォーク））を用いて、標準カルシウム溶液との比較によりカルシウ
ムについて検定した。リンについて分析するために、２つ目の等分を、高速真空
濃縮装置を用いて蒸発によって乾燥した。乾燥残留物に蒸留水２．０ｍｌと１０
Ｎの硫酸０．５ｍｌを加え、この溶液を１５０〜１６０℃のオーブンで３時間加
熱した。次に、３０％の過酸化水素を２滴加えた。燃焼を完了し、過酸化物を全
て分解するために、この溶液をオーブンに戻してさらに少なくとも１．５時間加
熱した。０．２２％のモリブデン酸アンモニウム４．６ｍｌとフィスケ−サバロ
ウ（Ｆｉｓｋｅ−ＳｕｂｂａＲｏｗ）の試薬とを加え、完全に混合し、これを、
試験管を大理石で覆って熱湯浴中で７分間加熱した。８３０ｎｍにおける光学濃
度がＰｅｒｋｉｎ−Ｅｌｍｅｒ Ｌａｍｂｄａ ３分光光度計に記録された。標
準リン溶液との比較によって、リン含有量を求めた。Ｃａ＋ＰＯ4に基づいたカ ルシウムとリンの分析から、各標本の無機質含有量を計算した。
【００８２】 これらの技術の結果を以下に示す表１に要約した。比較するために、ＤＸＡテ
ストからのＢＭＣ値を重量分析で求めた標本の容量で割った。生体内テストでは
一般に、関心範囲の容量を直接測定することはできない。代わりに、面積濃度（
例えばｇ／ｃｍ2で表す密度）を計算するために、ＤＸＡシステムが、ＢＭＣを ＤＸＡ画像の投影面積で割る。
【００８３】
【表１】
【００８４】 ここで開示した固体ＭＲＩ技術を、同じアイソトープを持った異なる化合物間
の識別を行い、分析するために用いることもできる。例えば、骨と合成ヒドロキ
シアパタイトの間には分子構造の違いがある。上述したように、これらの違いは
２つの化合物の非常に異なったＴ1に翻訳される。外部骨は２０秒間のオーダで あり、内部骨は７秒間のオーダであり、合成ヒドロキシアパタイトは０．５秒間
のオーダである。
【００８５】 Ｔ1「重み付け」は、パルス繰返し時間ＴＲ、ＲＦパルスのフリップ角度、ま たはこれら両方を変えることによって導入することができる。従って、骨とヒド
ロキシアパタイトの両方を含有した範囲の第１画像は、例えば、０．３秒間のＴ
Ｒ、２０°のフリップ角度で得ることができる。この画像は、骨とヒドロキシア
パタイトの両方を示す。次に、例えば０．３秒間のＴＲ、９０°のフリップ角度
で、第２画像を得ることができる。より大きなフリップ角度では、骨からの信号
が、そのより高いＴ1のためにほぼ飽和される。しかし、ヒドロキシアパタイト からの信号は違うため、結果として得られる第２画像は、実質的には合成材料に
過ぎない。生画像を、例えば、骨材料のみを示すようにするために、画素毎にデ
ジタル的に減算していくことができる。取入れる画像の数を増やすことにより、
この技術も、全て同じアイソトープ（例えば31Ｐ）を含有するが、別々のＴ1を 呈する同じ範囲内の３つまたはそれ以上の異なる化合物を区別するために用いる
ことができる。
【００８６】 このＴ1重み付け技術のための用途の１つは、例えば１つまたはそれ以上の31 Ｐの化合物を含有する植込まれたプロテーゼと骨を区別するものである。これに
よって、生体内バイオアクティブ化学合成材料のリモデリングを研究および分析
するための非侵襲方法が得られる。別の用途には、様々な段階の成熟度における
骨無機質と、リモデリングサイクル（骨材料が循環的に再吸収（溶解）され、堆
積する）における異なる段階での骨と、病理学上の様々な条件下にある骨の間の
識別がある。例えば、骨無機質の微量な成分イオンの１つであるＨＰＯ4 -2の濃 度は、その無機質が成熟する時間にかけて明らかに減少するため、無機質成熟の
マーカーとして機能する。このマーカーを評価することで、骨粗鬆症、ページェ
ット病、また、骨折や腫瘍切除のような骨の欠陥の治療や、治療の怠りを含む骨
無機質のターンオーバーに関連したプロセスまたは障害についての診断上有益な
情報が得られる。
【００８７】 ここで開示した固体ＭＲＩ技術は、非リン骨の化学的性質、また、生物、非生
物標本のその他の固体の化学的性質の研究にも使用することができる。磁気モー
メントを有し、磁気共鳴信号を発生する粒子または物質は全て、前述の技術を用
いた検出のための候補である（1Ｈ、3Ｈｅ、11Ｂ、13Ｃ、14Ｎ、23Ｎａ、27Ａｌ
、29Ｓｉ、129Ｘｅ、電子、ミューオン、強磁性および反強磁性材料を含むが、 これらに限定はされない）。
【００８８】 例えば、1Ｈのラーモア周波数（２．０Ｔで８４．６７ＭＨｚ）と31Ｐのラー モア周波数（２．０Ｔで３４．２７ＭＨｚ）の両方に同調した複同調ＲＦコイル
を用いれば、上述したように1Ｈ画像を単独で得たり、または、31Ｐ画像と同時 に得ることができる。図６は、別個のＲＦパルス３０、３２が、31Ｐと1Ｈアイ ソトープをそれぞれ励起するパルスシーケンスを示している。コイルからの31Ｐ
ＦＩＤ信号３４、1Ｈ ＦＩＤ信号３６を、各々を上述のように設定して個別 に処理することができ、これによって得られた画像はインターリーブされるか、
そうでなければ処理される。図６では、31ＰのＲＦ励起パルスは1ＨのＲＦ励起 パルスよりも前に発生したように示しているが、順番を変えることもできるし、
これらを同時に発生させることもできる。
【００８９】 例えば、骨の健康と完全性の重要な診断的指標である、無機質対基質比の生体
内決定を容易にするために画像を使用することができる。特に、上述したように
、31Ｐ画像は、ＢＭＤ無機質濃度（比較的低い周囲組織内のリンの濃度）を顕著
に示す。1Ｈ ＦＩＤ３６から再構成された1Ｈ画像は、骨髄や無機質内にあるプ
ロトンと同様に、基質内にある全てのプロトンを示し、また、「総合lＨ画像」 と呼ばれる。基質と無機質内にあるプロトンのみを識別するには、例えばスピン
・エコーまたは勾配・エコー技術を用いて、液体のみの1Ｈ画像を生成する。図 ７に、２つの固体31Ｐおよび1Ｈ画像と共に液体のみの1Ｈ画像を生成するための
パルスシーケンスを示す。1Ｈの第２のＲＦ励起パルス３８は、液体1Ｈスピンエ
コー信号４０を生じ、この信号から、1Ｈ空間分布の液体画像を生成することが できる。あるいは、図８に示すように、液体1Ｈに対して取得されることができ る勾配エコー信号４４を生じるために、反転勾配ベクトルパルス４２が発生され
る。
【００９０】 いずれの技術を用いても、この最終的な液体1Ｈ画像は総合1Ｈ画像から減算さ
れ、固体プロトンのみの画像が残される。骨無機質中のプロトン濃度は、基質中
のプロトン濃度よりも相当に低いため、実際には、この最終的な画像は基質濃度
のみを反映する。上述の、31Ｐ画像からの無機質濃度の定量化技術と似た技術を
用いて、この基質濃度を定量化することができる。次に、無機質濃度を基質濃度
で割って無機質対基質比を算出することができる。同様に、画像の画素毎の比率
を計算すれば、ミネラル化度の画像を得ることができる。これは、前述した、１
画像からのデータの処理が可能で、および／またはこのデータを別の画像からの
データと組合せて新規の画像またはその他のデータセットを生じることが可能な
技術の一般的な特徴の特定的な例である。
【００９１】 前述の技術を用いて画像化できる骨以外の材料には、軟骨、腱、木およびその
誘導体、その他の農業材料、繊維組織、食料品、石炭、鉱物、化石、石およびそ
の他の地球物理学または石油化学物質や残留物、化学製品、重合物、ゴム、セラ
ミック、ガラス、宝石用原石、気体、液体、ゲル、液晶材料、核材料、合成物が
あり、これらは単独でも組合せてもよいが、これらの材料に限定されることはな
い。さらに、上述の技術は固体材料の画像化に限定されるものではなく、液体、
特に、広いスペクトル準位幅を呈する液体、および／または拡散効果がスピンま
たは勾配エコー信号を著しく減衰させる液体の画像化にも使用することができる
。
【００９２】 上述の骨画像化の例と同様に、パルスシーケンス・パラメータを変えても変え
なくても、同一または別の核スピン種を用いて同じ標本の複数の画像を得ること
がきる。この場合、較正処置を用いても用いなくてもよく、また、画素強度値が
関心の特性を表すかまたは反映する画像を生成するために、適切な計算を使って
、複数の画像を数学的に組合せるか処理することができる。 その他の実施形態は、特許請求の範囲内に包含されるものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】 ＭＲＩコイルの被検身体周囲への配置を示す断面的な線図である。
【図２】 無線周波数（ＲＦ）コイルを示す図である。
【図３】 他のＲＦコイルを示す図である。
【図４】 他のＲＦコイルを示す図である。
【図５】 固体画像化シーケンスで使用された信号を示す時間線図である。
【図６】 固体画像化シーケンスで使用された信号を示す別の時間線図である。
【図７】 図６に示した時間線図に、スピン・エコー信号を生成するための追加のＲＦパ
ルスを加えたものである。
【図８】 図６に示した時間線図に、勾配・エコー信号を生成するたの反転勾配ベクトル
を加えたものである。
【手続補正書】
【提出日】平成１３年３月２３日（２００１．３．２３）
【手続補正１】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図５
【補正方法】変更
【補正内容】
【図５】
【手続補正２】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図６
【補正方法】変更
【補正内容】
【図６】
【手続補正３】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図７
【補正方法】変更
【補正内容】
【図７】
【手続補正４】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図８
【補正方法】変更
【補正内容】
【図８】
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，Ｅ Ａ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ， ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，Ｇ Ｅ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ， ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，Ｍ Ｎ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ， ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ (72)発明者 ウー，ヤオタン アメリカ合衆国マサチューセッツ州02172， ウォータータウン，ベネット・ロード 41 Ｆターム(参考） 4C096 AA15 AA20 AC10 BA02 BA05 BA06 BB02 BB06 DB10

Claims (77)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 磁気共鳴によりデータを取得する方法であって、 第１アイソトープを有する対象物に主主磁場を印加し、 前記対象物に、 第１磁場勾配パルスと、 前記第１アイソトープを励起するためのＲＦ励起パルスとを有し、前記ＲＦ励
    起パルスが、前記第１磁場勾配パルスの最中に生成される、 パルスシーケンスを印加し、 前記ＲＦ励起パルスの後に、前記励起された第１アイソトープによって発せら
    れたＲＦ信号を取得し、 前記対象物中における前記第１アイソトープの空間的分布を示すデータを生成
    するために、前記ＲＦ信号を処理することを特徴とする方法。
  2. 【請求項２】 前記励起された第１アイソトープによって発せられた前記Ｒ
    Ｆ信号が、前記第１磁場勾配パルスの最中に取得されることを特徴とする請求項
    １に記載の方法。
  3. 【請求項３】 前記励起された第１アイソトープにより発せられたＲＦ信号
    を取得する前記段階が、前記ＲＦ励起パルスの終了のほぼ直後に開始することを
    特徴とする請求項１に記載の方法。
  4. 【請求項４】 前記励起された第１アイソトープにより発せられたＲＦ信号
    を取得する前記段階が、前記ＲＦ励起パルスの終了後４０μｓ未満の間に開始す
    ることを特徴とする請求項３に記載の方法。
  5. 【請求項５】 前記励起された第１アイソトープにより発せられたＲＦ信号
    を取得する前記段階が、前記ＲＦ励起パルスの終了後５μｓ未満の間に開始する
    ことを特徴とする請求項４に記載の方法。
  6. 【請求項６】 前記パルスシーケンスがさらに第２磁場勾配パルスを有し、 前記ＲＦ励起パルスが、前記第２磁場勾配パルスの最中に生成されることを特
    徴とする請求項１に記載の方法。
  7. 【請求項７】 前記パルスシーケンスがさらに第３磁場勾配パルスを有し、 前記ＲＦ励起パルスが、前記第３磁場勾配パルスの最中に生成され、 前記第１、第２、第３磁場勾配パルスが勾配ベクトルを定義することを特徴と
    する請求項６に記載の方法。
  8. 【請求項８】 前記パルスシーケンスが複数回繰返され、各パルスシーケン
    スがそれぞれ関連した勾配ベクトルを有することを特徴とする請求項７に記載の
    方法。
  9. 【請求項９】 前記勾配ベクトルの大きさが、複数回の各回において実質的
    に同一であることを特徴とする請求項８に記載の方法。
  10. 【請求項１０】 前記勾配ベクトルの大きさが、実質的に約２Ｇ／ｃｍと約
    １２Ｇ／ｃｍの間であることを特徴とする請求項９に記載の方法。
  11. 【請求項１１】 前記勾配ベクトルの大きさが、実質的に約２Ｇ／ｃｍと約
    ４Ｇ／ｃｍの間であることを特徴とする請求項１０に記載の方法。
  12. 【請求項１２】 前記勾配ベクトルの大きさが、約２Ｇ／ｃｍであることを
    特徴とする請求項１１に記載の方法。
  13. 【請求項１３】 前記勾配ベクトルが、前記複数回のうちの少なくとも２回
    において異なる方向を有することを特徴とする請求項８に記載の方法。
  14. 【請求項１４】 前記勾配ベクトルが、１，０００回のオーダの複数回にお
    いて異なる方向を有することを特徴とする請求項１３に記載の方法。
  15. 【請求項１５】 前記勾配ベクトルが、前記複数回のうちの少なくとも２回
    において同一の方向を有することを特徴とする請求項８に記載の方法。
  16. 【請求項１６】 前記勾配ベクトルが、４回のオーダの複数回において同一
    の方向を有することを特徴とする請求項１５に記載の方法。
  17. 【請求項１７】 インターパルス繰返し時間ＴＲが約１．０秒未満であるこ
    とを特徴とする請求項８に記載の方法。
  18. 【請求項１８】 前記インターパルス繰返し時間ＴＲが約０．５秒未満であ
    ることを特徴とする請求項１７に記載の方法。
  19. 【請求項１９】 前記インターパルス繰返し時間ＴＲが約０．３秒未満であ
    ることを特徴とする請求項１８に記載の方法。
  20. 【請求項２０】 前記第１磁場勾配パルスの立上がり時間が０．１秒のオー
    ダであることを特徴とする請求項１に記載の方法。
  21. 【請求項２１】 前記ＲＦ励起パルスが、前記第１磁場勾配パルスの立上が
    り時間の２００μｓのオーダ後に開始されることを特徴とする請求項１に記載の
    方法。
  22. 【請求項２２】 前記ＲＦ励起パルスのフリップ角度が約３０°未満である
    ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
  23. 【請求項２３】 前記ＲＦ励起パルスのフリップ角度が約２０°未満である
    ことを特徴とする請求項２２に記載の方法。
  24. 【請求項２４】 前記ＲＦ信号の処理段階がフーリエ変換を有することを特
    徴とする請求項１に記載の方法。
  25. 【請求項２５】 前記ＲＦ信号を示す前記データが、ｋ空間内の球状極座標
    系における放射状線上に存在し、 前記球状極座標系中のポイントを原点からのベクトルｋで示すことができるこ
    とを特徴とする請求項１に記載の方法。
  26. 【請求項２６】 前記第１アイソトープが31Ｐであることを特徴とする請求
    項１に記載の方法。
  27. 【請求項２７】 前記ＲＦ信号の処理段階が、前記対象物中の31Ｐの密度を
    示すデータの生成を有することを特徴とする請求項２６に記載の方法。
  28. 【請求項２８】 前記対象物が骨であることを特徴とする請求項２７に記載
    の方法。
  29. 【請求項２９】 31Ｐを有する較正ファントムに、前記主磁場と前記パルス
    シーケンスを印加する段階をさらに有することを特徴とする請求項２８に記載の
    方法。
  30. 【請求項３０】 前記ＲＦ信号を処理する前記段階が、前記対象物と較正フ
    ァントム中の31Ｐの空間的密度を示す画像を生成する段階を有することを特徴と
    する請求項２９に記載の方法。
  31. 【請求項３１】 前記対象物中の31Ｐの前記密度を示すデータを生成する段
    階が、前記較正ファントムの画像強度に関連した前記対象物の前記画像強度の計
    算を有することを特徴とする請求項２９に記載の方法。
  32. 【請求項３２】 前記第１アイソトープが1Ｈであることを特徴とする請求 項１に記載の方法。
  33. 【請求項３３】 前記ＲＦ信号を処理する前記段階が、前記対象物中の前記 1 Ｈの密度を示すデータの生成を有することを特徴とする請求項３２に記載の方 法。
  34. 【請求項３４】 前記対象物が第２アイソトープをさらに有し、 第２ＲＦ励起パルスが前記第２アイソトープを励起し、 前記励起された第２アイソトープによって発せられた前記ＲＦ信号が、前記第
    ２ＲＦ励起パルスの後に取得されることを特徴とする請求項１に記載の方法。
  35. 【請求項３５】 前記ＲＦ信号の処理段階が、前記対象物中の前記第２アイ
    ソトープの前記空間的分布を示すデータの生成を有することを特徴とする請求項
    ３４に記載の方法。
  36. 【請求項３６】 前記対象物が骨であることを特徴とする請求項３５に記載
    の方法。
  37. 【請求項３７】 前記第１アイソトープが31Ｐであり、 前記第２アイソトープが1Ｈであることを特徴とする請求項３６に記載の方法 。
  38. 【請求項３８】 前記ＲＦ信号の処理段階が、前記対象物中の31Ｐの密度を
    示すデータの生成を有することを特徴とする請求項３７に記載の方法。
  39. 【請求項３９】 前記ＲＦ信号の処理段階が、前記対象物中の1Ｈの密度を 示すデータの生成を有することを特徴とする請求項３８に記載の方法。
  40. 【請求項４０】 前記ＲＦ信号の処理段階が、前記対象物中の液体および固
    体1Ｈの密度を示すデータの生成を有することを特徴とする請求項３９に記載の 方法。
  41. 【請求項４１】 前記ＲＦ信号の処理段階が、前記対象物中の実質的に液体 1 Ｈのみの密度を示すデータの生成を有することを特徴とする請求項４０に記載 の方法。
  42. 【請求項４２】 前記ＲＦ信号の処理段階が、前記対象物中の31Ｐと1Ｈの 密度比率の決定を有することを特徴とする請求項４１に記載の方法。
  43. 【請求項４３】 前記対象物中の31Ｐと1Ｈの密度比率を決定する段階が、 前記対象物中の実質的に固体1Ｈのみの密度を示すデータを生成するために、前 記対象物中の液体および固体1Ｈの密度を示すデータと、前記対象物中の実質的 に液体1Ｈのみの密度を示すデータとの処理を有することを特徴とする請求項４ ２に記載の方法。
  44. 【請求項４４】 前記対象物中の前記31Ｐと1Ｈの密度比率を決定する段階 が、前記対象物中の前記31Ｐの密度を示す前記データを、前記対象物中の実質的
    に固体1Ｈのみの密度を示すデータで割ることを備えることを特徴とする請求項 ４３に記載の方法。
  45. 【請求項４５】 磁気共鳴によりデータを取得する装置であって、 第１アイソトープを有する対象物に主磁場を印加する手段を有し、 前記対象物に、 第１磁場勾配パルスと、 前記第１アイソトープを励起するためのＲＦ励起パルスとを有し、前記Ｒ
    Ｆ励起パルスが前記第１磁場勾配パルスの最中に生成される、 パルスシーケンスを印加する手段をさらに有し、 前記励起された第１アイソトープによって発せられたＲＦ信号を前記ＲＦ励起
    パルス後に取得する手段をさらに有し、 前記対象物中における前記第１アイソトープの空間的分布を示すデータを生成
    するために前記ＲＦ信号を処理する手段をさらに有することを特徴とする装置。
  46. 【請求項４６】 磁気共鳴によりデータを取得する方法であって、 第１アイソトープを有する対象物に主磁場を印加し、 前記対象物に、 第１磁場勾配パルスと、 前記第１アイソトープを励起するためのＲＦ励起パルスとを有する、 パルスシーケンスを印加し、 前記励起された第１アイソトープによって発せられたＲＦ信号を前記ＲＦ励起
    パルス後に取得し、前記ＲＦ信号の取得が、実質的に前記ＲＦ励起パルスの終了
    直後に開始し、 前記対象物中における前記第１アイソトープの空間的分布を示すデータを生成
    するために前記ＲＦ信号を処理することを特徴とする方法。
  47. 【請求項４７】 前記励起された第１アイソトープによって発せられた前記
    ＲＦ信号を取得する段階が、前記ＲＦ励起パルスの終了後２０μｓ未満の間に開
    始することを特徴とする請求項４６に記載の方法。
  48. 【請求項４８】 前記励起された第１アイソトープによって発せられた前記
    ＲＦ信号を取得する段階が、前記ＲＦ励起パルスの終了後５μｓ未満の間に開始
    することを特徴とする請求項４７に記載の方法。
  49. 【請求項４９】 前記ＲＦ励起パルスが、前記第１磁場勾配パルスの最中に
    生成されることを特徴とする請求項４６に記載の方法。
  50. 【請求項５０】 前記励起された第１アイソトープによって発せられた前記
    ＲＦ信号が、前記第１磁場勾配パルスの最中に取得されることを特徴とする請求
    項４６に記載の方法。
  51. 【請求項５１】 前記パルスシーケンスが第２磁場勾配パルスをさらに有し
    、 前記ＲＦ励起パルスが前記第２磁場勾配パルスの最中に生成されることを特徴
    とする請求項４６に記載の方法。
  52. 【請求項５２】 前記パルスシーケンスが第３磁場勾配パルスをさらに有し
    、 前記ＲＦ励起パルスが前記第３磁場勾配パルスの最中に生成されることを特徴
    とする請求項５１に記載の方法。
  53. 【請求項５３】 前記パルスシーケンスが、複数回繰返されることを特徴と
    する請求項４６に記載の方法。
  54. 【請求項５４】 生体内の固体組織の磁気共鳴画像を生成する方法であって
    、 前記組織を実質的な静磁場内に配置し、 前記組織に、少なくとも２次元における磁気勾配を印加し、 前記固体組織内の第１アイソトープを励起し、 前記励起された第１アイソトープにより発せられたＲＦ信号を取得し、 前記固体組織中における前記第１アイソトープの分布を示すデータを生成する
    ために、前記ＲＦ信号を処理することを特徴とする方法。
  55. 【請求項５５】 前記組織に３次元における磁気勾配が印加されることを特
    徴とする請求項５４に記載の方法。
  56. 【請求項５６】 前記固体組織中における前記第１アイソトープの分布の３
    次元画像を生成するためのＲＦ信号が、約３５分間未満の間に取得されることを
    特徴とする請求項５５に記載の方法。
  57. 【請求項５７】 前記固体組織中における前記第１アイソトープの分布の３
    次元画像を生成するためのＲＦ信号が、約２５分間未満の間に取得されることを
    特徴とする請求項５６に記載の方法。
  58. 【請求項５８】 前記固体組織が骨であることを特徴とする請求項５４に記
    載の方法。
  59. 【請求項５９】 前記データが骨無機質密度を示すことを特徴とする請求項
    ５８に記載の方法。
  60. 【請求項６０】 骨の無機質密度を決定する方法であって、 前記骨を実質的な静磁場内に配置し、 前記骨に、少なくとも２次元における磁気勾配を印加し、 前記骨中の第１アイソトープを励起し、 前記励起された第１アイソトープにより発せられたＲＦ信号を取得し、 前記骨中における前記第１アイソトープの空間的分布を示すデータを生成する
    ために、前記ＲＦ信号を処理し、 前記骨の前記無機質密度を決定するために、前記データを処理することを特徴
    とする方法。
  61. 【請求項６１】 前記第１アイソトープが31Ｐであることを特徴とする請求
    項６０に記載の方法。
  62. 【請求項６２】 前記データを処理する段階が、前記データの強度の評価を
    有することを特徴とする請求項６０に記載の方法。
  63. 【請求項６３】 前記骨同様に、ファントムにも磁気勾配を印加する段階を
    さらに有し、 前記ＲＦ信号の処理段階の最中に生成されたデータが、前記ファントム中にお
    ける前記第１アイソトープの空間的分布も示すことを特徴とする請求項６０に記
    載の方法。
  64. 【請求項６４】 前記データを処理する段階が、前記ファントムを示す前記
    データの前記強度に関連して、前記骨を示す前記データの強度の評価を有するこ
    とを特徴とする請求項６３に記載の方法。
  65. 【請求項６５】 前記ファントムが、第１密度内の前記第１アイソトープを
    有することを特徴とする請求項６３に記載の方法。
  66. 【請求項６６】 前記ファントムが、前記第１密度とは異なる第２密度中の
    前記第１アイソトープをさらに有することを特徴とする請求項６５に記載の方法
    。
  67. 【請求項６７】 第１化合物と第２化合物を有する対象物の磁気共鳴画像を
    生成する方法であって、 前記対象物を実質的な静磁場内に配置し、前記第１化合物中の第１アイソトー
    プが、前記静磁場内に第１スピン格子緩和時間Ｔ1を有し、前記第２化合物中の 第２アイソトープが、前記静磁場内に、前記スピン格子緩和時間Ｔ1よりも長い 第２スピン格子緩和時間Ｔ1を有し、 前記対象物に、前記第１化合物中の前記第１アイソトープと前記第２化合物中
    の前記第２アイソトープとを励起するためのＲＦ励起パルスシーケンスを印加し
    、 前記励起された第１アイソトープと前記励起された第２アイソトープから発せ
    られた１セットのＲＦ信号を取得し、 前記取得したＲＦ信号のセットから、前記対象物中における実質的に前記第１
    化合物のみの分布を示すデータの第１セットを得ることを特徴とする方法。
  68. 【請求項６８】 前記対象物中における実質的に前記第２化合物のみの分布
    を示すデータの第２セットを得る段階をさらに有することを特徴とする請求項６
    ７に記載の方法。
  69. 【請求項６９】 前記第１アイソトープが前記第２アイソトープと同じであ
    ることを特徴とする請求項６７に記載の方法。
  70. 【請求項７０】 前記ＲＦ励起パルスシーケンスが、一連の第１のＲＦ励起
    パルスと、一連の第２のＲＦ励起パルスとを有することを特徴とする請求項６７
    に記載の方法。
  71. 【請求項７１】 前記一連の第１のＲＦ励起パルスのフリップ角度が、前記
    一連の第２のＲＦ励起パルスのフリップ角度とは異なることを特徴とする請求項
    ７０に記載の方法。
  72. 【請求項７２】 前記データの第１セットを得る段階が、前記一連の第１お
    よび第２のＲＦ励起パルスの前記フリップ角度に従って、前記取得したＲＦ信号
    のセットを処理することを備えることを特徴とする請求項７１に記載の方法。
  73. 【請求項７３】 前記データの第１セットを得る段階が、前記第１および第
    ２スピン格子緩和時間に従って、前記取得したＲＦ信号のセットを処理すること
    を備えることを特徴とする請求項７２に記載の方法。
  74. 【請求項７４】 前記データの第１セットを得る段階が、線形組合せの計算
    を有することを特徴とする請求項７３に記載の方法。
  75. 【請求項７５】 前記データの第１セットを得る段階が減法を有することを
    特徴とする請求項７４に記載の方法。
  76. 【請求項７６】 前記一連の第１のＲＦ励起パルスのインターパルス繰返し
    時間が、前記一連の第２のＲＦ励起パルスのインターパルス繰返し時間とは異な
    ることを特徴とする請求項７０に記載の方法。
  77. 【請求項７７】 前記データの第１セットを得る段階が、前記一連の第１お
    よび第２のＲＦ励起パルスの前記インターパルス繰返し時間に従って、前記取得
    したＲＦ信号のセットを処理することを備えることを特徴とする請求項７６に記
    載の方法。
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