JP2902107B2 - 磁気共鳴作像装置 - Google Patents
磁気共鳴作像装置Info
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- JP2902107B2 JP2902107B2 JP2505628A JP50562890A JP2902107B2 JP 2902107 B2 JP2902107 B2 JP 2902107B2 JP 2505628 A JP2505628 A JP 2505628A JP 50562890 A JP50562890 A JP 50562890A JP 2902107 B2 JP2902107 B2 JP 2902107B2
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- magnetic resonance
- magnetic field
- gradient
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- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
- G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
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Description
【発明の詳細な説明】 本発明は、磁気共鳴像作成（MRI）方法における改良
及び磁気共鳴像作成方法に関し、特に、電子スピン共鳴
により増幅された磁気共鳴作像装置及びその作像方法
（ESREMRI）に関する。
及び磁気共鳴像作成方法に関し、特に、電子スピン共鳴
により増幅された磁気共鳴作像装置及びその作像方法
（ESREMRI）に関する。
本出願人によりEP−Ａ−296833に記述されたESREMRI
は、核磁気共鳴信号即ち自由誘導減衰信号（FID）の増
幅を、作像されつつある対象物内に存在する常磁性物質
の電子スピン共鳴遷移を励起することにより達成する、
という磁気共鳴作像方法である。ESR遷移の励起は、対
象物の磁気共鳴（MR）作像を発生する為のFID信号の原
因となる核スピン系の分極に繋がる。この所謂る動的核
分極は、実際には、平衡値に対して励起核スピン状態が
過剰になった状態を言い、FID信号が優に100倍以上に増
幅されるほど大きくなれる。
は、核磁気共鳴信号即ち自由誘導減衰信号（FID）の増
幅を、作像されつつある対象物内に存在する常磁性物質
の電子スピン共鳴遷移を励起することにより達成する、
という磁気共鳴作像方法である。ESR遷移の励起は、対
象物の磁気共鳴（MR）作像を発生する為のFID信号の原
因となる核スピン系の分極に繋がる。この所謂る動的核
分極は、実際には、平衡値に対して励起核スピン状態が
過剰になった状態を言い、FID信号が優に100倍以上に増
幅されるほど大きくなれる。
この技術を用いれば従来の作像処理によりMR像を発生
することが可能であり、斯かる従来の作像処理とは、例
えば、（FID信号の増幅による）一層大きな信号／ノイ
ズ比（SN比）、及び／或いは、（核スピン系は、例えば
１秒間ほどの、スピン−格子緩和時間T1に匹敵する時間
に亙り平衡に向けて緩和される必要が無いことによる）
一層短い像獲得時間、及び／或いは、MRIにおいて従来
用いられていた一次磁場より低い、例えば0.002T乃至0.
1T或いはそれより低い強度における、２次元及び３次元
フーリエ変換である。
することが可能であり、斯かる従来の作像処理とは、例
えば、（FID信号の増幅による）一層大きな信号／ノイ
ズ比（SN比）、及び／或いは、（核スピン系は、例えば
１秒間ほどの、スピン−格子緩和時間T1に匹敵する時間
に亙り平衡に向けて緩和される必要が無いことによる）
一層短い像獲得時間、及び／或いは、MRIにおいて従来
用いられていた一次磁場より低い、例えば0.002T乃至0.
1T或いはそれより低い強度における、２次元及び３次元
フーリエ変換である。
ESREMRIでは、ESR及びNMR遷移が励起される様に選択
された周波数を有する電磁波のパルスに対して対象物が
晒される。
された周波数を有する電磁波のパルスに対して対象物が
晒される。
これらの周波数が作像装置の一次磁場の強度に依存す
ることは勿論であるが、MRIにおいて従来用いられてい
る磁場強度においてESR及びNMRを励起する電磁波は極超
短波（MW）及び無線周波（RF）であることから、以下に
おいては便宜的に、ESR及びNMRを励起する電磁波を夫々
放射線及びRF放射線と称する。
ることは勿論であるが、MRIにおいて従来用いられてい
る磁場強度においてESR及びNMRを励起する電磁波は極超
短波（MW）及び無線周波（RF）であることから、以下に
おいては便宜的に、ESR及びNMRを励起する電磁波を夫々
放射線及びRF放射線と称する。
ESREMRIにおいてFID信号の増幅を最大化する為には、
作像される対象物内に自然にも存在するが対比物質とし
て該対象物に更に加えられた常磁性物質のESR遷移が、
飽和レベル或いはその近傍において、MR像獲得処理にお
けるRFパルス/FID信号検出サイクルの最初のRFパルスに
至るまで励起されなければならない。
作像される対象物内に自然にも存在するが対比物質とし
て該対象物に更に加えられた常磁性物質のESR遷移が、
飽和レベル或いはその近傍において、MR像獲得処理にお
けるRFパルス/FID信号検出サイクルの最初のRFパルスに
至るまで励起されなければならない。
（従来にてMW或いはRFと考えられていたものよりも低
いが、上述の定義により本明細書ではMW或いはRFに包含
されるものを含め、）RF周波数或いはMW周波数の電磁波
に対する生体対象物の露出は、該対象物の組織の不都合
な加熱を引き起こす可能性があり、且つ、MRI（及びESR
EMRI）の如き診断用技術においては、組織内の温度上昇
を許容レベルに抑えることが重要なことは明らかであ
る。
いが、上述の定義により本明細書ではMW或いはRFに包含
されるものを含め、）RF周波数或いはMW周波数の電磁波
に対する生体対象物の露出は、該対象物の組織の不都合
な加熱を引き起こす可能性があり、且つ、MRI（及びESR
EMRI）の如き診断用技術においては、組織内の温度上昇
を許容レベルに抑えることが重要なことは明らかであ
る。
過剰なRF加熱を回避すべく、従来のMRIに関する作像
処理の間における最大の放射線露出、即ち、固有の吸収
速度（SAR）は、略１〜8W/kg体重でなければならないと
勧告されている。もこの勧告に従ってMRIが行なわれた
ならば、たとえ作像時間が引き延ばされても、組織の温
度上昇は、例えば１℃以下の許容し得る程度の低いもの
となる。
処理の間における最大の放射線露出、即ち、固有の吸収
速度（SAR）は、略１〜8W/kg体重でなければならないと
勧告されている。もこの勧告に従ってMRIが行なわれた
ならば、たとえ作像時間が引き延ばされても、組織の温
度上昇は、例えば１℃以下の許容し得る程度の低いもの
となる。
但し、これらの勧告値よりもかなり上のパワーレベル
の照射であっても、放射線のパルス持続時間が短けれ
ば、容認され得るものである。実際、露出期間の全体に
亙って平均したSARが相当に高くても、RF或いはMWをパ
ルスで印加したときの加熱効果は連続的に印加したとき
よりも低い。従って、幾つかのMR作像器は、パルスの各
々に関する算出SARが勧告最大値を遥かに越えてい乍ら
も露出期間の全体に亙って平均したSARが斯かる最大値
より低くなる様に、RFパルスを用いて作動する。
の照射であっても、放射線のパルス持続時間が短けれ
ば、容認され得るものである。実際、露出期間の全体に
亙って平均したSARが相当に高くても、RF或いはMWをパ
ルスで印加したときの加熱効果は連続的に印加したとき
よりも低い。従って、幾つかのMR作像器は、パルスの各
々に関する算出SARが勧告最大値を遥かに越えてい乍ら
も露出期間の全体に亙って平均したSARが斯かる最大値
より低くなる様に、RFパルスを用いて作動する。
上述した如く、ESREMRIにおいては、作像対象物が、M
RIにおいて常用である如く核磁気共鳴を励起するRF放射
線だけでなく、電子スピン共鳴を励起するMW放射線にも
晒される。従って生体内ESREMRIにおいては、MW放射線
に対する対象物の過度の露出を避けることにより対象物
組織の過度の加熱を回避することが特に重要である。
RIにおいて常用である如く核磁気共鳴を励起するRF放射
線だけでなく、電子スピン共鳴を励起するMW放射線にも
晒される。従って生体内ESREMRIにおいては、MW放射線
に対する対象物の過度の露出を避けることにより対象物
組織の過度の加熱を回避することが特に重要である。
MWへの露出を許容レベルに抑える為に、本出願人は、
MWにより励起されるESR遷移の源として使用される常磁
性コントラスト物質のESRスペクトルにおいては、励起
遷移が１ガウス以下の線幅を有さなければならないこと
を上記EP−Ａ−296833にて示唆した。これにより、従来
のMRIにおいては有効なT1コントラスト物質であるとさ
れた例えばキレート、塩などの常磁性金属化合物は、最
初から考慮の対象外とされた。その代わり、該EP−Ａ−
296833は、ESREMRIコントラスト物質として、例えばニ
トロキシドの如き種々の安定なフリーラジカルの適応性
に注目した。しかし乍ら、そのESR線幅が１ガウス以下
であるニトロキシドの安定フリーラジカルはMRIにおけ
るT1コントラスト物質としての有効性は低く、特に、斯
かるフリーラジカルは、T1コントラスト物質を含む常磁
性金属物質が有する緩和性或いは固有緩和速度（1/T1）
よりも低い固有緩和速度を有しているのが一般的であ
る。従って、これ迄は、作像技術としてESREMRIを選択
することは、緩和性が比較的低いコントラスト物質を用
いるとともに該対比物質の投与量が多くなければならな
いことを意味していた。
MWにより励起されるESR遷移の源として使用される常磁
性コントラスト物質のESRスペクトルにおいては、励起
遷移が１ガウス以下の線幅を有さなければならないこと
を上記EP−Ａ−296833にて示唆した。これにより、従来
のMRIにおいては有効なT1コントラスト物質であるとさ
れた例えばキレート、塩などの常磁性金属化合物は、最
初から考慮の対象外とされた。その代わり、該EP−Ａ−
296833は、ESREMRIコントラスト物質として、例えばニ
トロキシドの如き種々の安定なフリーラジカルの適応性
に注目した。しかし乍ら、そのESR線幅が１ガウス以下
であるニトロキシドの安定フリーラジカルはMRIにおけ
るT1コントラスト物質としての有効性は低く、特に、斯
かるフリーラジカルは、T1コントラスト物質を含む常磁
性金属物質が有する緩和性或いは固有緩和速度（1/T1）
よりも低い固有緩和速度を有しているのが一般的であ
る。従って、これ迄は、作像技術としてESREMRIを選択
することは、緩和性が比較的低いコントラスト物質を用
いるとともに該対比物質の投与量が多くなければならな
いことを意味していた。
本出願人はMansfieldにより開発された従来のMRIに関
するEPI技術（Mansfield P,J.Phys.C.10:L55〜58（197
7）参照）を忠実に再現した作像技術を用いてESREMRIを
実行することにより、MW露出が許容レベル内に減少或い
は維持され得、且つ、適切なコントラスト物質の選択の
幅が広がることを見出した。本発明に係る新たな技術は
更に、EPIを実施する上での改良をも実現するものであ
る、と言うのも、ESREMRIは、MRIにおいて用いられる一
次磁場よりも低い磁場強度の一次磁場を用いて実施され
得、従って、低い一次磁場強度にての作動に依る利点の
全てを得ることが可能だからである。
するEPI技術（Mansfield P,J.Phys.C.10:L55〜58（197
7）参照）を忠実に再現した作像技術を用いてESREMRIを
実行することにより、MW露出が許容レベル内に減少或い
は維持され得、且つ、適切なコントラスト物質の選択の
幅が広がることを見出した。本発明に係る新たな技術は
更に、EPIを実施する上での改良をも実現するものであ
る、と言うのも、ESREMRIは、MRIにおいて用いられる一
次磁場よりも低い磁場強度の一次磁場を用いて実施され
得、従って、低い一次磁場強度にての作動に依る利点の
全てを得ることが可能だからである。
故に、背景映写並びに２次元及び３次元フーリエ変換
の如きMRI技術においては、単一の作像を発生する為に
多くのRF励起/FID信号検出サイクルが必要とされるのに
反し、EPIにおいては、単一のRF励起/FID信号検出サイ
クルが必要とされるのみである。これは、読み取り勾配
の極性の切り換えを急激に繰り返し、FID信号の共鳴を
刷新することにより可能となる。この急激な切り換えの
結果、作像対象物が受ける磁場変化（ｄ/dt）は大き
くなる。磁場の急激な変化は生体対象物にとっては好ま
しく無いと考えられるが、一次磁場の強度を例えば、ES
REMRIに用いられる500ガウス以下、特に、200ガウス以
下に低くして操作した場合には、MRIにて習用のものよ
りも小さい磁場勾配を用いることが可能となり、その結
果、EPIにおける磁場変化ｄ/dtは減少し、或いは、勾
配極性を更に急激に切り換えることによりFID信号の活
用範囲が広がる。
の如きMRI技術においては、単一の作像を発生する為に
多くのRF励起/FID信号検出サイクルが必要とされるのに
反し、EPIにおいては、単一のRF励起/FID信号検出サイ
クルが必要とされるのみである。これは、読み取り勾配
の極性の切り換えを急激に繰り返し、FID信号の共鳴を
刷新することにより可能となる。この急激な切り換えの
結果、作像対象物が受ける磁場変化（ｄ/dt）は大き
くなる。磁場の急激な変化は生体対象物にとっては好ま
しく無いと考えられるが、一次磁場の強度を例えば、ES
REMRIに用いられる500ガウス以下、特に、200ガウス以
下に低くして操作した場合には、MRIにて習用のものよ
りも小さい磁場勾配を用いることが可能となり、その結
果、EPIにおける磁場変化ｄ/dtは減少し、或いは、勾
配極性を更に急激に切り換えることによりFID信号の活
用範囲が広がる。
従って、ひとつの見地からは、本発明は、作像がEPI
技術を用いて行なわれることを特徴とする、電子スピン
共鳴により増幅された磁気共鳴作像装置を提供する。
技術を用いて行なわれることを特徴とする、電子スピン
共鳴により増幅された磁気共鳴作像装置を提供する。
別の見地からは、本発明は、人体対象物或いは人体以
外の動物対象物へ磁場読み取り勾配を掛ける或いは賦掛
する間に自由誘導減衰信号が検出される、人体対象物或
いは人体以外の動物対象物の、電子スピン共鳴により増
幅された磁気共鳴作像装置であって、上記読み取り勾配
の極性が繰り返し反転されることを特徴とする磁気共鳴
作像装置を提供する。
外の動物対象物へ磁場読み取り勾配を掛ける或いは賦掛
する間に自由誘導減衰信号が検出される、人体対象物或
いは人体以外の動物対象物の、電子スピン共鳴により増
幅された磁気共鳴作像装置であって、上記読み取り勾配
の極性が繰り返し反転されることを特徴とする磁気共鳴
作像装置を提供する。
従って、“単発”作像技術として実施される本発明の
装置は、例えば、 （ａ）、対象物中に常磁性コントラスト物質を取入れる
段階と、 （ｂ）、一次磁場を上記対象物に賦掛する段階と、 （ｃ）例えば上記対象物内の上記常磁性コントラスト物
質の様な常磁性核種内において電子スピン共鳴遷移を励
起すべく選択された周波数の第１放射線に上記対象物を
晒す段階と、 （ｄ）上記対象物内の選択された原子核内において核ス
ピン遷移を励起すべく選択された周波数の第２放射線の
少なくとも１個のパルスに上記対象物を晒す段階と、 （ｅ）少なくとも１種類の空間的情報をコード化する磁
場勾配を上記対象物に賦掛する段階と、 （ｆ）極性を交互に変える一連の磁場読み取り勾配パル
スを上記対象物に賦掛する段階と、 （ｇ）上記読み取り勾配が賦掛される時間の少なくとも
一部において、上記選択された原子核から自由誘導減衰
信号を検出する段階と、 （ｈ）上記検出された信号から上記対象物の少なくとも
部分的な像を発生する段階とを備えて成る。
装置は、例えば、 （ａ）、対象物中に常磁性コントラスト物質を取入れる
段階と、 （ｂ）、一次磁場を上記対象物に賦掛する段階と、 （ｃ）例えば上記対象物内の上記常磁性コントラスト物
質の様な常磁性核種内において電子スピン共鳴遷移を励
起すべく選択された周波数の第１放射線に上記対象物を
晒す段階と、 （ｄ）上記対象物内の選択された原子核内において核ス
ピン遷移を励起すべく選択された周波数の第２放射線の
少なくとも１個のパルスに上記対象物を晒す段階と、 （ｅ）少なくとも１種類の空間的情報をコード化する磁
場勾配を上記対象物に賦掛する段階と、 （ｆ）極性を交互に変える一連の磁場読み取り勾配パル
スを上記対象物に賦掛する段階と、 （ｇ）上記読み取り勾配が賦掛される時間の少なくとも
一部において、上記選択された原子核から自由誘導減衰
信号を検出する段階と、 （ｈ）上記検出された信号から上記対象物の少なくとも
部分的な像を発生する段階とを備えて成る。
本発明の装置において段階（ｂ）に関する限り、一次
磁場として、極めて低い磁場強度の一次磁石を用い、或
いは、たとえ地球の環境磁場を用いたとしても実施され
得るものである。ESREMRIの低磁場作動は、上記EP−Ａ
−296833及びWO−Ａ−09/02345にて論じられている。
磁場として、極めて低い磁場強度の一次磁石を用い、或
いは、たとえ地球の環境磁場を用いたとしても実施され
得るものである。ESREMRIの低磁場作動は、上記EP−Ａ
−296833及びWO−Ａ−09/02345にて論じられている。
本発明の装置において、動的核分極段階、即ち段階
（ｃ）は、RF励起/FID信号検出サイクルのRF放射線の最
初のパルスに対して先行しなければならず、但し、該パ
ルスと重なり合ってもよい。好適には、MWパルスの終了
とRFパルスの開始との間における遅延は回避され或いは
最小限に抑えられる。
（ｃ）は、RF励起/FID信号検出サイクルのRF放射線の最
初のパルスに対して先行しなければならず、但し、該パ
ルスと重なり合ってもよい。好適には、MWパルスの終了
とRFパルスの開始との間における遅延は回避され或いは
最小限に抑えられる。
本発明の装置の読み取り勾配賦掛段階、即ち段階
（ｆ）における連続的な勾配パルスは、その強度及び／
或いは持続時間を変化させても良い。
（ｆ）における連続的な勾配パルスは、その強度及び／
或いは持続時間を変化させても良い。
本発明における読み取り勾配の（例えばｘなどの）
時的変化、及び、実に他の磁場勾配の時的変化は、如何
なる手法であっても、一切の種類のEPIにおいて用いら
れるに適している。従って、例えばｘの極性を単純に
繰り返し反転しても良く、或いは、より好適には、該極
性を例えば略波状的にして連続的に変化させたり、或い
は、例えば反転する極性の不連続部分（discrete blip
s）として生ずる様に不連続的にしても良い。EPIに関す
る文献は広範囲に亙るが、特に、Mansfield及びRzedzia
n及びその協力者達の刊行物を勧める。特に、EP−Ａ−2
70320（Rzedzian）、US−Ａ−4628264（Rzedzian）、US
−Ａ−4165479（Rzedzian）、GB−Ａ−2056078（Youn
g）、US−Ａ−4384255（Young）、US−Ａ−4509015（Or
digde）、GB−Ａ−2128339（Mansfield）、EP−Ａ−291
282（Mansfield）、Rzedzian及びPykettの放射線学、16
1（Ｐ）:333（1986）、Bangert及びMansfieldの雑誌Phy
s.E.15:235−239（1982）、Mansfield及びMorrisの“磁
気共鳴における進歩：生物医学におけるNMR作像”（J.
S.Waugh編）Suppl.2,Academic Press,NY,1982、Chapma
n et al.の磁気共鳴医学、５:246−254（1977）、及
び、Mansfield及びPykettの雑誌磁気共鳴29:355−373
（1978）に注意されたい。（これらの文献、及び、他の
全ての文献は、言及することにより本明細書中に取入れ
たものとする。） 従来のMRI技術においては、RF励起/FID信号検出サイ
クルの種々の段階で、例えばｘ、ｙ及びｚ方向に異なる
勾配を賦掛して、一次磁場に一連の磁場勾配を賦掛する
ことにより、例えば空間情報などの２次元フーリエ変換
はFID信号にコード化される。通常は、勾配、即ち読み
取り勾配は、FID信号の検出が行なわれる間に賦掛され
る。しかし乍ら、この様にした場合、FID信号は読み取
り勾配が賦掛されなかったときよりも相当に急激に減衰
し、実際、検体中のT2が２〜20×10-2秒のオーダーであ
ったとしても、FID信号は10-4秒のオーダーの時間だけ
容易に検出されるに十分なだけの強度を有するに過ぎな
い（FID信号の包絡線はsine関数に類似しており、普
通、略10マイクロ秒において初めてゼロを通過する）。
上記EPI技術は、読み取り勾配の非同期効果が反転する
とともにFID信号が逆側に再び現われる様に読み取り勾
配の極性を繰り返して反転する段階を含んでいる。従っ
て、FID信号の全体包絡線に対する特性減衰時間はT2 ＊
となり、故に、FID信号は一層効果的に活用される。も
しFID信号が消失した後に勾配の反転が行なわれたなら
ば、“共鳴”信号が現われることになる。代りに、もし
FID信号が消失する前に例えば略10kHzの速度で勾配反転
が行なわれたならば、信号強度は完全に減衰する前に再
び現われる。その様な急激な勾配反転はFID信号の効果
的な活用に繋がるが、非常に大きな値の磁場変化（ｄ
/dt）にも繋がり、従って、磁場変化の値を許容限度内
に収め乍ら、適切な空間的分解能を提供するに十分な通
常の一次磁場強度及び勾配強度を用いて操作するには困
難さが生じる可能性もある。
時的変化、及び、実に他の磁場勾配の時的変化は、如何
なる手法であっても、一切の種類のEPIにおいて用いら
れるに適している。従って、例えばｘの極性を単純に
繰り返し反転しても良く、或いは、より好適には、該極
性を例えば略波状的にして連続的に変化させたり、或い
は、例えば反転する極性の不連続部分（discrete blip
s）として生ずる様に不連続的にしても良い。EPIに関す
る文献は広範囲に亙るが、特に、Mansfield及びRzedzia
n及びその協力者達の刊行物を勧める。特に、EP−Ａ−2
70320（Rzedzian）、US−Ａ−4628264（Rzedzian）、US
−Ａ−4165479（Rzedzian）、GB−Ａ−2056078（Youn
g）、US−Ａ−4384255（Young）、US−Ａ−4509015（Or
digde）、GB−Ａ−2128339（Mansfield）、EP−Ａ−291
282（Mansfield）、Rzedzian及びPykettの放射線学、16
1（Ｐ）:333（1986）、Bangert及びMansfieldの雑誌Phy
s.E.15:235−239（1982）、Mansfield及びMorrisの“磁
気共鳴における進歩：生物医学におけるNMR作像”（J.
S.Waugh編）Suppl.2,Academic Press,NY,1982、Chapma
n et al.の磁気共鳴医学、５:246−254（1977）、及
び、Mansfield及びPykettの雑誌磁気共鳴29:355−373
（1978）に注意されたい。（これらの文献、及び、他の
全ての文献は、言及することにより本明細書中に取入れ
たものとする。） 従来のMRI技術においては、RF励起/FID信号検出サイ
クルの種々の段階で、例えばｘ、ｙ及びｚ方向に異なる
勾配を賦掛して、一次磁場に一連の磁場勾配を賦掛する
ことにより、例えば空間情報などの２次元フーリエ変換
はFID信号にコード化される。通常は、勾配、即ち読み
取り勾配は、FID信号の検出が行なわれる間に賦掛され
る。しかし乍ら、この様にした場合、FID信号は読み取
り勾配が賦掛されなかったときよりも相当に急激に減衰
し、実際、検体中のT2が２〜20×10-2秒のオーダーであ
ったとしても、FID信号は10-4秒のオーダーの時間だけ
容易に検出されるに十分なだけの強度を有するに過ぎな
い（FID信号の包絡線はsine関数に類似しており、普
通、略10マイクロ秒において初めてゼロを通過する）。
上記EPI技術は、読み取り勾配の非同期効果が反転する
とともにFID信号が逆側に再び現われる様に読み取り勾
配の極性を繰り返して反転する段階を含んでいる。従っ
て、FID信号の全体包絡線に対する特性減衰時間はT2 ＊
となり、故に、FID信号は一層効果的に活用される。も
しFID信号が消失した後に勾配の反転が行なわれたなら
ば、“共鳴”信号が現われることになる。代りに、もし
FID信号が消失する前に例えば略10kHzの速度で勾配反転
が行なわれたならば、信号強度は完全に減衰する前に再
び現われる。その様な急激な勾配反転はFID信号の効果
的な活用に繋がるが、非常に大きな値の磁場変化（ｄ
/dt）にも繋がり、従って、磁場変化の値を許容限度内
に収め乍ら、適切な空間的分解能を提供するに十分な通
常の一次磁場強度及び勾配強度を用いて操作するには困
難さが生じる可能性もある。
空間的情報をFID信号にコード化する為の読み取り勾
配に関し、フーリエ変換データ抽出技術により課される
制限に加え、体積の大きな要素の各々と交わる勾配は、
例えばコイル巻線及び幾何的配置の欠陥並びに／又は磁
石のコイル電流の変化に拠る一次磁場の固有の不均等性
より大きくないとしても、該不均等性に匹敵しなければ
ならない。
配に関し、フーリエ変換データ抽出技術により課される
制限に加え、体積の大きな要素の各々と交わる勾配は、
例えばコイル巻線及び幾何的配置の欠陥並びに／又は磁
石のコイル電流の変化に拠る一次磁場の固有の不均等性
より大きくないとしても、該不均等性に匹敵しなければ
ならない。
上記EP−Ａ−296833にて説明した如く、ESREMRI技術
を用いることにより得られるFID信号の100倍もの増幅に
より、一次磁場の強度が極めて低いときでも満足の行く
SN比のFID信号が得られる。従って、ESREMRIとEPIとを
組合わせたならば、低強度の一次磁場であり従って読み
取り磁場の反転が一層高い周波数のEPIにおいて、低強
度の読み取り勾配と高い不均等性の（従って一層安価
な）磁石とを使用することが可能となる。
を用いることにより得られるFID信号の100倍もの増幅に
より、一次磁場の強度が極めて低いときでも満足の行く
SN比のFID信号が得られる。従って、ESREMRIとEPIとを
組合わせたならば、低強度の一次磁場であり従って読み
取り磁場の反転が一層高い周波数のEPIにおいて、低強
度の読み取り勾配と高い不均等性の（従って一層安価
な）磁石とを使用することが可能となる。
より小さな読み取り勾配を用いることにより、二重の
利点が得られる、と言うのも、反転時の磁場変化が小さ
くなるだけでなく、FID信号を減少する勾配の効果が小
さくなるからである。
利点が得られる、と言うのも、反転時の磁場変化が小さ
くなるだけでなく、FID信号を減少する勾配の効果が小
さくなるからである。
従って、本発明の特に好適な実施例において、一次磁
場の強度は、1Tより小さく、好適には0.8Tより小さく、
特に好適には0.1Tより小さく、更に好適には0.08T（800
ガウス）より小さく、一層特に好適には、200ガウス以
下、例えば20乃至200ガウスである。
場の強度は、1Tより小さく、好適には0.8Tより小さく、
特に好適には0.1Tより小さく、更に好適には0.08T（800
ガウス）より小さく、一層特に好適には、200ガウス以
下、例えば20乃至200ガウスである。
勾配を反転させることにより、検出されるFID信号の
全てのSN比をNe1/2のオーダーの係数で単純に増幅する
ことが可能である（此処で、Neを反転回数、２τをFID
共鳴の間隔とし、Ne×２τがT2より小さい或いは相当に
小さいものとする）。ここまでは、２次元フーリエ変換
等の如き従来のMR作像処理の単なる変更としてEPIが用
いられるだけである。
全てのSN比をNe1/2のオーダーの係数で単純に増幅する
ことが可能である（此処で、Neを反転回数、２τをFID
共鳴の間隔とし、Ne×２τがT2より小さい或いは相当に
小さいものとする）。ここまでは、２次元フーリエ変換
等の如き従来のMR作像処理の単なる変更としてEPIが用
いられるだけである。
但し、EPIの主な魅力は、該技術を用いた場合には、
画素がＮ×Ｎの像を発生するに必要なRF励起/FID信号検
出サイクルの回数を略Ｎ（一般的には64乃至1024）から
１までもの低い回数に減少し得ることである。但し、こ
れを行なう為には、賦掛される（例えば読み取り勾配及
びフェーズコード化勾配の様な）コード化勾配を、ひと
つのサイクル内或いは各サイクル毎に例えばＮ回だけ変
化させることが必要である。従って、従来のMRIにおい
て斯かるサイクルは、核スピン系が平衡状態に向けて緩
和するのを許容すべく略１秒の間隔を空けなければなら
なかったのに反し、像獲得時間、即ち、ひとつの像を発
生するのに必要なデータの全てを収集するのに必要とさ
れる合計時間は、上述の如くすれば、10〜30分もの長時
間から、T2のオーダー、例えば0.1秒までも短縮され
る。
画素がＮ×Ｎの像を発生するに必要なRF励起/FID信号検
出サイクルの回数を略Ｎ（一般的には64乃至1024）から
１までもの低い回数に減少し得ることである。但し、こ
れを行なう為には、賦掛される（例えば読み取り勾配及
びフェーズコード化勾配の様な）コード化勾配を、ひと
つのサイクル内或いは各サイクル毎に例えばＮ回だけ変
化させることが必要である。従って、従来のMRIにおい
て斯かるサイクルは、核スピン系が平衡状態に向けて緩
和するのを許容すべく略１秒の間隔を空けなければなら
なかったのに反し、像獲得時間、即ち、ひとつの像を発
生するのに必要なデータの全てを収集するのに必要とさ
れる合計時間は、上述の如くすれば、10〜30分もの長時
間から、T2のオーダー、例えば0.1秒までも短縮され
る。
ESREMRIに関する限り、EPI技術を使用した場合には、
この様に単一の像を得る為に必要とされるRF励起/FID信
号検出サイクルの回数、従って、MW露出期間の回数、を
減少することにより、対象物をMWに晒す合計時間を減少
する機会が与えられる。従って、最も好適には、本発明
の装置は、検出FID信号の原因となる原子核の核スピン
系内での所望の動的核分極を生じせしめる為に、対象物
が只一度の期間内だけMW放射線に晒される、という所謂
る単発作像技術とされる。この期間内におけるMW露出は
連続的でもよく或いは不連続的でも良い。
この様に単一の像を得る為に必要とされるRF励起/FID信
号検出サイクルの回数、従って、MW露出期間の回数、を
減少することにより、対象物をMWに晒す合計時間を減少
する機会が与えられる。従って、最も好適には、本発明
の装置は、検出FID信号の原因となる原子核の核スピン
系内での所望の動的核分極を生じせしめる為に、対象物
が只一度の期間内だけMW放射線に晒される、という所謂
る単発作像技術とされる。この期間内におけるMW露出は
連続的でもよく或いは不連続的でも良い。
EPI技術は、像獲得時間の各々に対するMW露出期間の
回数を減少すべく用いられ得ることから、一度の（或い
は各）MW露出期間においてMW露出を長くしたとしても容
認され得るものである。この事は、像発生の為に対象物
をMW放射線に対して、普通は10乃至105ms、好適には200
乃至104ms、特に好適には500乃至2000msに亙る、只一度
の動的核分極（DNP）発生期間の間だけ露出することが
必要とされる本発明の装置に係る単発作像において特に
顕著である。
回数を減少すべく用いられ得ることから、一度の（或い
は各）MW露出期間においてMW露出を長くしたとしても容
認され得るものである。この事は、像発生の為に対象物
をMW放射線に対して、普通は10乃至105ms、好適には200
乃至104ms、特に好適には500乃至2000msに亙る、只一度
の動的核分極（DNP）発生期間の間だけ露出することが
必要とされる本発明の装置に係る単発作像において特に
顕著である。
従って、本発明の装置を用いた場合、DNP期間の間に
一層高いレベルのMWを使用することによりESR遷移の飽
和度を高めるとともに常磁性物質のDNP度合を高めるこ
とが可能となり、或いは、上記EP−Ａ−296833において
示唆された値よりも広いESR線幅を有する常磁性物質を
コントラスト物質として用いることが可能となる。
一層高いレベルのMWを使用することによりESR遷移の飽
和度を高めるとともに常磁性物質のDNP度合を高めるこ
とが可能となり、或いは、上記EP−Ａ−296833において
示唆された値よりも広いESR線幅を有する常磁性物質を
コントラスト物質として用いることが可能となる。
特に、本発明の装置を用いた場合、常磁性のコントラ
スト物質として、２ガウス迄、例えば0.01乃至２ガウ
ス、好適には1.5ガウス迄、特に好適には1.0ガウスと1.
5ガウスとの間、のESR線幅を有する物質を用いることが
可能である。従って、本発明に依れば、ESREMRI対比物
質として用いられる常磁性物質の範囲が大幅に広げられ
る。又、Gd DTPA、Gd−DTPA−Bismethylamide、GADOT
A、Gd DO3A等の、ガドリニウムを含む好適な従来のMRI
T1コントラスト物質の線幅は、これらの化合物に対し
ては大き過ぎ、故に、ESREMRIFID信号を増幅するコント
ラスト物質としては有効に機能しないのに反し、本発明
は、比較的狭いESR遷移線幅を有する物質の内の或る物
質を、ESREMRI FID信号を増幅するコントラスト物質と
して用いることを可能とする。
スト物質として、２ガウス迄、例えば0.01乃至２ガウ
ス、好適には1.5ガウス迄、特に好適には1.0ガウスと1.
5ガウスとの間、のESR線幅を有する物質を用いることが
可能である。従って、本発明に依れば、ESREMRI対比物
質として用いられる常磁性物質の範囲が大幅に広げられ
る。又、Gd DTPA、Gd−DTPA−Bismethylamide、GADOT
A、Gd DO3A等の、ガドリニウムを含む好適な従来のMRI
T1コントラスト物質の線幅は、これらの化合物に対し
ては大き過ぎ、故に、ESREMRIFID信号を増幅するコント
ラスト物質としては有効に機能しないのに反し、本発明
は、比較的狭いESR遷移線幅を有する物質の内の或る物
質を、ESREMRI FID信号を増幅するコントラスト物質と
して用いることを可能とする。
従って、更なる見地からは、本発明は、ESREMRIによ
る方法においてFID信号を増幅するのに用いるためのコ
ントラスト媒体を提供するものであり、このコントラス
ト媒体は、少なくとも１種類の担体或いは結合剤と共
に、そのESRスペクトル中に１乃至２ガウスの線幅の遷
移を有する生理学的に容認され得る常磁性材料を備えて
いる。
る方法においてFID信号を増幅するのに用いるためのコ
ントラスト媒体を提供するものであり、このコントラス
ト媒体は、少なくとも１種類の担体或いは結合剤と共
に、そのESRスペクトル中に１乃至２ガウスの線幅の遷
移を有する生理学的に容認され得る常磁性材料を備えて
いる。
別の更なる見地からは、本発明は、斯かる常磁性材料
を人体対象物或いは非人体動物対象物のESREMRI作像方
法において用いられる診断用組成物の調製に対して用い
る方法を提供する。
を人体対象物或いは非人体動物対象物のESREMRI作像方
法において用いられる診断用組成物の調製に対して用い
る方法を提供する。
既述した如く、本発明の利点の内で最も重要なものの
ひとつは、緩和性の高い常磁性材料を、ESREMRIにおい
てFID信号を増幅するコントラスト物質として用いるこ
とを可能とすることである。緩和性が増大すれば普通は
ESR線幅が増大するが、このことは、必要とされる投与
量に関するコントラスト物質の効率も増大することを意
味することから、緩和性の増大は望ましいものである。
従って、本発明の方法を用いれば、R1をmM-1s-1単位のT
1緩和性とし且つLWをガウス単位のESR遷移線幅として、 Ｑ＝R1/（LW）２ と品質係数Ｑを定義した場合、少なくとも１、好適に
は少なくとも1.3、特に好適には少なくとも1.4の品質係
数（Ｑ）を有する常磁性材料を使用することが可能とな
り、又、実際に望ましいものである。これらの目的の為
に、ｘを常磁性材料のmM単位の濃度、ｙを、1/T10（sec
-1単位であり、T10は常磁性材料を含む溶液に対するス
ピン−格子緩和時間T1とする）、且つ、Ａを（例えば37
℃における（体積比で17:8の）水／グリセリンの基準混
合物内における）常磁性物質無しの1/T1の値（sec-1単
位）としたとき、緩和性は、 ｙ＝Ａ＋Bx という式の退行係数或いは傾きＢとして測定される。
ひとつは、緩和性の高い常磁性材料を、ESREMRIにおい
てFID信号を増幅するコントラスト物質として用いるこ
とを可能とすることである。緩和性が増大すれば普通は
ESR線幅が増大するが、このことは、必要とされる投与
量に関するコントラスト物質の効率も増大することを意
味することから、緩和性の増大は望ましいものである。
従って、本発明の方法を用いれば、R1をmM-1s-1単位のT
1緩和性とし且つLWをガウス単位のESR遷移線幅として、 Ｑ＝R1/（LW）２ と品質係数Ｑを定義した場合、少なくとも１、好適に
は少なくとも1.3、特に好適には少なくとも1.4の品質係
数（Ｑ）を有する常磁性材料を使用することが可能とな
り、又、実際に望ましいものである。これらの目的の為
に、ｘを常磁性材料のmM単位の濃度、ｙを、1/T10（sec
-1単位であり、T10は常磁性材料を含む溶液に対するス
ピン−格子緩和時間T1とする）、且つ、Ａを（例えば37
℃における（体積比で17:8の）水／グリセリンの基準混
合物内における）常磁性物質無しの1/T1の値（sec-1単
位）としたとき、緩和性は、 ｙ＝Ａ＋Bx という式の退行係数或いは傾きＢとして測定される。
更なる見地からは、本発明は、ESREMRIによる方法に
おいて用いるための診断用組成物を提供するものであ
り、かかる組成物は、少なくとも１種類の生理学的に容
認される担体或いは結合剤と共に、少なくとも１、好適
には少なくとも1.5の品質係数を有する、生理学的に容
認され得る常磁性材料を備えている。
おいて用いるための診断用組成物を提供するものであ
り、かかる組成物は、少なくとも１種類の生理学的に容
認される担体或いは結合剤と共に、少なくとも１、好適
には少なくとも1.5の品質係数を有する、生理学的に容
認され得る常磁性材料を備えている。
本明細書で言及されるESR線幅とは、例えば作像位置
等の作像条件における吸収スペクトルの最大値の半分に
おける最大幅であるが、特に好適には、線幅の規範は、
以下に述べる局所的濃度規制にて満足されることとす
る。
等の作像条件における吸収スペクトルの最大値の半分に
おける最大幅であるが、特に好適には、線幅の規範は、
以下に述べる局所的濃度規制にて満足されることとす
る。
上記コントラスト媒体は、常磁性材料のほかにも、人
間医学或いは獣医学において習用である如き、治療用組
成物及び診断用組成物の形成助剤を含んでも良い。従っ
て、該媒体は、例えば可溶化剤、乳化剤、増粘剤、緩衝
剤等を含んでも良い。又、該媒体は、（例えば静脈注射
の様な）腸管外用法、或いは、例えば（消化管、膀胱、
及び、子宮の如き）外部に繋がる導管を有する体腔内へ
の直接的な用法の如き（例えば経口的な）腸管内用法、
或いは、欠陥系統への注入或いは点滴、に適した形態と
しても良い。但し、概略的には、生理学的に容認され得
る媒体における溶液、懸濁液及び分散液が好適である。
間医学或いは獣医学において習用である如き、治療用組
成物及び診断用組成物の形成助剤を含んでも良い。従っ
て、該媒体は、例えば可溶化剤、乳化剤、増粘剤、緩衝
剤等を含んでも良い。又、該媒体は、（例えば静脈注射
の様な）腸管外用法、或いは、例えば（消化管、膀胱、
及び、子宮の如き）外部に繋がる導管を有する体腔内へ
の直接的な用法の如き（例えば経口的な）腸管内用法、
或いは、欠陥系統への注入或いは点滴、に適した形態と
しても良い。但し、概略的には、生理学的に容認され得
る媒体における溶液、懸濁液及び分散液が好適である。
生体内診断用作像に用いる為に、好適には略等張性と
される上記コントラスト媒体は、作像領域において濃度
が１マイクロモルから10mMの常磁性物質を得るに十分な
濃度で投与されれば望ましいが、正確な濃度及び投与量
が、毒性、コントラスト物質の目的器官到達性、及び、
投与経路の如き一連の要因に依存することは勿論であ
る。常磁性物質に最適な濃度は、種々の要因間のバラン
スを意味する。概略的に述べれば、0.02Tの磁場を発生
する一次磁石を用いて作動する場合の最適な濃度は、１
乃至10mM、特に３乃至9mM、更に特に４乃至8mM、詳細に
は4.5乃至6.5mM、の範囲内に在る。静脈注射を介した投
与の為の合成物は、濃度が10乃至1,000mM、特に好適に
は50乃至500mMの常磁性材料を含めば望ましい。但し、
尿管或いは腎系統の作像の為には、例えば濃度が10乃至
200mMの合成物が用いられよう。更に、丸薬としては注
入する場合には、１乃至10mM、好適には３乃至9mMの濃
度が好都合であろう。
される上記コントラスト媒体は、作像領域において濃度
が１マイクロモルから10mMの常磁性物質を得るに十分な
濃度で投与されれば望ましいが、正確な濃度及び投与量
が、毒性、コントラスト物質の目的器官到達性、及び、
投与経路の如き一連の要因に依存することは勿論であ
る。常磁性物質に最適な濃度は、種々の要因間のバラン
スを意味する。概略的に述べれば、0.02Tの磁場を発生
する一次磁石を用いて作動する場合の最適な濃度は、１
乃至10mM、特に３乃至9mM、更に特に４乃至8mM、詳細に
は4.5乃至6.5mM、の範囲内に在る。静脈注射を介した投
与の為の合成物は、濃度が10乃至1,000mM、特に好適に
は50乃至500mMの常磁性材料を含めば望ましい。但し、
尿管或いは腎系統の作像の為には、例えば濃度が10乃至
200mMの合成物が用いられよう。更に、丸薬としては注
入する場合には、１乃至10mM、好適には３乃至9mMの濃
度が好都合であろう。
更なる見地において、本発明は、ESREMRIによる方法
において用いるためのコントラスト媒体を提供するもの
であり、このコントラスト媒体は、無菌の生理学的に容
認される液体担体において50乃至500mMの濃度とされ
た、例えばニトロキシドの如き安定なフリーラジカルの
如き生理学的に容認され得る常磁性材料を備え、この常
磁性材料は、少なくとも１ガウスから２ガウス迄、好適
には1.5ガウス迄、特に好適には1.2乃至1.5ガウスの線
幅のESR遷移を有する。
において用いるためのコントラスト媒体を提供するもの
であり、このコントラスト媒体は、無菌の生理学的に容
認される液体担体において50乃至500mMの濃度とされ
た、例えばニトロキシドの如き安定なフリーラジカルの
如き生理学的に容認され得る常磁性材料を備え、この常
磁性材料は、少なくとも１ガウスから２ガウス迄、好適
には1.5ガウス迄、特に好適には1.2乃至1.5ガウスの線
幅のESR遷移を有する。
本発明の対比媒体における常磁性材料は、10mM迄、特
に１或いは2mM迄の濃度、或いはこれより幾らか高い濃
度において、２ガウス、特に好適には1.5ガウス以下のE
SR線幅を示すものである。
に１或いは2mM迄の濃度、或いはこれより幾らか高い濃
度において、２ガウス、特に好適には1.5ガウス以下のE
SR線幅を示すものである。
本発明に係る新規なコントラスト媒体の外にも、例え
ば上記EP−Ａ−296833に記載された先行技術のESREMRI
コントラスト媒体もまた、本発明の装置に使用し得るこ
とは勿論である。
ば上記EP−Ａ−296833に記載された先行技術のESREMRI
コントラスト媒体もまた、本発明の装置に使用し得るこ
とは勿論である。
そして更なる見地からは、本発明は、ESREMRIを実施
する為に配置された磁気共鳴作像装置であって、該作像
器内の検体に少なくともひとつの磁場勾配を賦掛する勾
配賦掛手段と、上記検体からFID信号を検出する検出手
段と、上記勾配賦掛手段を制御する第１制御手段と、上
記検出手段の作動を制御する第２検出手段とを備えて成
る磁気共鳴作像装置において、上記第１制御手段は、上
記検体に対して極性が反転する磁場読み取り勾配を賦掛
すべく配置され、且つ、上記第２制御手段は、上記読み
取り勾配が賦掛される間の少なくとも部分的な期間だ
け、上記検出手段を作動せしめるべく配置されているこ
とを特徴とする、磁気共鳴作像装置を提供する。
する為に配置された磁気共鳴作像装置であって、該作像
器内の検体に少なくともひとつの磁場勾配を賦掛する勾
配賦掛手段と、上記検体からFID信号を検出する検出手
段と、上記勾配賦掛手段を制御する第１制御手段と、上
記検出手段の作動を制御する第２検出手段とを備えて成
る磁気共鳴作像装置において、上記第１制御手段は、上
記検体に対して極性が反転する磁場読み取り勾配を賦掛
すべく配置され、且つ、上記第２制御手段は、上記読み
取り勾配が賦掛される間の少なくとも部分的な期間だ
け、上記検出手段を作動せしめるべく配置されているこ
とを特徴とする、磁気共鳴作像装置を提供する。
本発明の装置における制御手段は、好適には、第１制
御手段及び第２制御手段の両者として機能し得るコンピ
ュータから成る。好適には、この制御手段は、他の磁場
勾配の賦掛をも制御し、特に好適には、例えば像獲得処
理の間に発せられるMWパルス及びRFパルスの周波数帯域
及び中央周波数を選択すべく、MW源及びRF源をも制御す
る。更に、上記コンピュータは、対象物のひとつ或いは
それ以上のMR像を発生すべく、検出されたFID信号を操
作する様に配置されるのが好適である。
御手段及び第２制御手段の両者として機能し得るコンピ
ュータから成る。好適には、この制御手段は、他の磁場
勾配の賦掛をも制御し、特に好適には、例えば像獲得処
理の間に発せられるMWパルス及びRFパルスの周波数帯域
及び中央周波数を選択すべく、MW源及びRF源をも制御す
る。更に、上記コンピュータは、対象物のひとつ或いは
それ以上のMR像を発生すべく、検出されたFID信号を操
作する様に配置されるのが好適である。
本発明の装置は特に、（作像装置内の検体用開口の径
が20cm迄、好適には10cm迄で十分に間に合う、例えば実
験用動物、人の手足、及び、他の対象物の様な）比較的
小径の検体の作像に適しており、且つ、静的系ではな
く、空間的解像度よりも即時性が比較的重要となる機能
作用の研究にも適している。
が20cm迄、好適には10cm迄で十分に間に合う、例えば実
験用動物、人の手足、及び、他の対象物の様な）比較的
小径の検体の作像に適しており、且つ、静的系ではな
く、空間的解像度よりも即時性が比較的重要となる機能
作用の研究にも適している。
以下、単に例示的なものとして、添付図面を参照しつ
つ本発明の実施例を説明するが、 第１図は、本発明に係るESREMRI作像装置の梗概図で
あり、且つ、 第２図及び第３図は、本発明に係る方法に拠り行なわ
れる単発作像処理における、MWパルス及びRFパルス、読
み取り勾配賦掛、FID信号及びFID信号検出のタイミング
シーケンスの一覧図である。
つ本発明の実施例を説明するが、 第１図は、本発明に係るESREMRI作像装置の梗概図で
あり、且つ、 第２図及び第３図は、本発明に係る方法に拠り行なわ
れる単発作像処理における、MWパルス及びRFパルス、読
み取り勾配賦掛、FID信号及びFID信号検出のタイミング
シーケンスの一覧図である。
第１図には、（例えば、PROXYL Ｄ、PROXYL Ｈ、４
−アミノTEMPO、TEMPOL、或いは、他の市販のニトロキ
シドの安定なフリーラジカルの様な常磁性対比物質が0.
5mmol/kgだけ投与された30gのマウスの様な、）常磁性
コントラスト物質が投与されるとともに電磁石３のコイ
ルの軸心上に対象物２が載置されたESREMRI装置１が示
されている。DC電源４から電磁石３への電力により、例
えば200ガウスの一次磁場が発生される。
−アミノTEMPO、TEMPOL、或いは、他の市販のニトロキ
シドの安定なフリーラジカルの様な常磁性対比物質が0.
5mmol/kgだけ投与された30gのマウスの様な、）常磁性
コントラスト物質が投与されるとともに電磁石３のコイ
ルの軸心上に対象物２が載置されたESREMRI装置１が示
されている。DC電源４から電磁石３への電力により、例
えば200ガウスの一次磁場が発生される。
該装置は更に、第２放射線（RF）及び第１放射線（M
W）を夫々発する為の共振器５及び６を備えて成る。共
振器５は、電源８により動かされるRF受信器７に接続さ
れ、且つ、共振器６は、例えば導波管を介して、電源10
により動かされる例えば極超短波発生器９に接続されて
いる。これらの共振器、特に共振器６、は所謂る環状間
隙（loop−gap）共振器としても良い。
W）を夫々発する為の共振器５及び６を備えて成る。共
振器５は、電源８により動かされるRF受信器７に接続さ
れ、且つ、共振器６は、例えば導波管を介して、電源10
により動かされる例えば極超短波発生器９に接続されて
いる。これらの共振器、特に共振器６、は所謂る環状間
隙（loop−gap）共振器としても良い。
極超短波発生器９は、ひとつ以上のESR遷移を励起す
る為にひとつ以上の極大周波数を有するMW放射線を発す
べく配置される。
る為にひとつ以上の極大周波数を有するMW放射線を発す
べく配置される。
共振器５及び６により発せられる第２放射線の周波数
選択、帯域幅、パルス持続時間及びパルスタイミング
は、制御用コンピュータ11及びインターフェースモジュ
ール18により制御される。
選択、帯域幅、パルス持続時間及びパルスタイミング
は、制御用コンピュータ11及びインターフェースモジュ
ール18により制御される。
コンピュータ11はまた、電源12、13及び14から、３つ
のヘルムホルツコイル対15、16及び17への電力供給を制
御する。コイル対15のコイルは、電磁石３のコイルと同
軸心的である。又、コイル対16及び17のサドルコイル自
身の軸心は上記軸心、即ちＺ軸心、に対して両者ともに
直交して配置され乍ら、これらのコイル対16、17はＺ軸
心の回りに対称的に配置されている。コイル対15、16及
び17は、作像処理の種々の段階にて一次磁場に重畳賦掛
される磁場勾配を発生すべく用いられ、且つ、これらの
コイル対の作動、及び、MW発生器及びRF受信器の作動の
タイミングシーケンスは、コンピュータ11及びインター
フェースモジュール18により制御される。
のヘルムホルツコイル対15、16及び17への電力供給を制
御する。コイル対15のコイルは、電磁石３のコイルと同
軸心的である。又、コイル対16及び17のサドルコイル自
身の軸心は上記軸心、即ちＺ軸心、に対して両者ともに
直交して配置され乍ら、これらのコイル対16、17はＺ軸
心の回りに対称的に配置されている。コイル対15、16及
び17は、作像処理の種々の段階にて一次磁場に重畳賦掛
される磁場勾配を発生すべく用いられ、且つ、これらの
コイル対の作動、及び、MW発生器及びRF受信器の作動の
タイミングシーケンスは、コンピュータ11及びインター
フェースモジュール18により制御される。
そのESRスペクトル中に多重線を有する対比物質が用
いられるべきものとすれば、当該装置は、（不図示の）
RF送信器及び電源に接続されるとともにコンピュータ11
により制御される（破線で示した）更なるRF共振器19か
ら成るデカップラを備えても良い。このデカップラは、
コントラスト物質中の非ゼロスピン原子核内の核スピン
遷移を励起すべく選択された周波数の第３放射線を発す
べく作動される。
いられるべきものとすれば、当該装置は、（不図示の）
RF送信器及び電源に接続されるとともにコンピュータ11
により制御される（破線で示した）更なるRF共振器19か
ら成るデカップラを備えても良い。このデカップラは、
コントラスト物質中の非ゼロスピン原子核内の核スピン
遷移を励起すべく選択された周波数の第３放射線を発す
べく作動される。
MRIの作動においては、電磁石３への電源が投入さ
れ、該電磁石のコイルのキャビティ内に、本質的に一様
な一次磁場が発生される。電磁石３による該一次磁場の
強度は、作像処理期間を通し、基本的に一定に維持され
る。
れ、該電磁石のコイルのキャビティ内に、本質的に一様
な一次磁場が発生される。電磁石３による該一次磁場の
強度は、作像処理期間を通し、基本的に一定に維持され
る。
例えば患者などの対象物２は、コイルキャビティ内に
載置され、それから例えば数秒間だけ僅かに遅れて、作
像処理が開始される。
載置され、それから例えば数秒間だけ僅かに遅れて、作
像処理が開始される。
例えば、共振器５からのRF放射線への対象物２の露
出、コイル対15、16及び17による磁場勾配の賦掛、及
び、受信器７によるFID信号の検出などのシーケンス等
の作像処理は（例えば上述したMansfield及びRzedzian
の文献に記述された如き）従来のEPI技術におけるもの
と実質的に同様であり、但し、RF励起/FID信号検出サイ
クルの或るサイクルまたは各々のサイクルの始期におい
て、DNPを発生させる為にMWに露出する期間を含んでい
る。他のサイクル或いは各サイクルにおいて、DNPを発
生させる為のMW露出の期間は、概略的には、所望のDNP
度合を発生する為に必要な最小限の値に維持されなけれ
ばならない（Pex及びPgsを、夫々、励起核スピン状態密
度及び基底核スピン状態密度とし、且つ、Pgso及びPexo
を、夫々、熱平衡状態における基底核スピン状態密度及
び励起核スピン状態密度としたとき、DNP度合＝（Pex−
Pgs）／（Pgso−Pexo）である。）従って、RF照射期間
とMW照射期間とは或る程度重なることもあるが、基本的
に、MW照射期間とFID信号検出期間とは重ならない。
出、コイル対15、16及び17による磁場勾配の賦掛、及
び、受信器７によるFID信号の検出などのシーケンス等
の作像処理は（例えば上述したMansfield及びRzedzian
の文献に記述された如き）従来のEPI技術におけるもの
と実質的に同様であり、但し、RF励起/FID信号検出サイ
クルの或るサイクルまたは各々のサイクルの始期におい
て、DNPを発生させる為にMWに露出する期間を含んでい
る。他のサイクル或いは各サイクルにおいて、DNPを発
生させる為のMW露出の期間は、概略的には、所望のDNP
度合を発生する為に必要な最小限の値に維持されなけれ
ばならない（Pex及びPgsを、夫々、励起核スピン状態密
度及び基底核スピン状態密度とし、且つ、Pgso及びPexo
を、夫々、熱平衡状態における基底核スピン状態密度及
び励起核スピン状態密度としたとき、DNP度合＝（Pex−
Pgs）／（Pgso−Pexo）である。）従って、RF照射期間
とMW照射期間とは或る程度重なることもあるが、基本的
に、MW照射期間とFID信号検出期間とは重ならない。
第２図及び第３図には、単発作像のタイミングシーケ
ンスの例が示されている。第２図のシーケンスにおいて
は、読み取り勾配の反転速度は、反転と再出現との間
で、FID信号が反転後の共鳴として完全に減衰する様
に、例えば0.5ms程度の十分にゆっくりした間隔とされ
る。一方、第３図のシーケンスにては、読み取り勾配の
反転は、例えば50マイクロ秒で極めて短い間隔で行なわ
れており、従って、反転と反転との間において信号は完
全には減衰していない。
ンスの例が示されている。第２図のシーケンスにおいて
は、読み取り勾配の反転速度は、反転と再出現との間
で、FID信号が反転後の共鳴として完全に減衰する様
に、例えば0.5ms程度の十分にゆっくりした間隔とされ
る。一方、第３図のシーケンスにては、読み取り勾配の
反転は、例えば50マイクロ秒で極めて短い間隔で行なわ
れており、従って、反転と反転との間において信号は完
全には減衰していない。
第２図及び第３図には、フェーズコード化勾配（
ｙ）及び断面選択勾配（ｚ）のタイミングも示されて
いる。EPI技術において習用である如く、勾配賦掛及び
検出のシーケンス中に勾配の強度を変化させ、完全な像
の発生の為の空間情報をFID信号及び共鳴へとコード化
しても良い。
ｙ）及び断面選択勾配（ｚ）のタイミングも示されて
いる。EPI技術において習用である如く、勾配賦掛及び
検出のシーケンス中に勾配の強度を変化させ、完全な像
の発生の為の空間情報をFID信号及び共鳴へとコード化
しても良い。
本発明の装置を用いることによりESREMRIにおけるMW
露出を相当に減少せしめることが出来、且つ、ESREMRI
において使用されるコントラスト物質の範囲が広げられ
る。
露出を相当に減少せしめることが出来、且つ、ESREMRI
において使用されるコントラスト物質の範囲が広げられ
る。
Claims (15)
- 【請求項１】作像がEPI技術により行なわれることを特
徴とする、電子スピン共鳴により増幅された磁気共鳴作
像装置。 - 【請求項２】自由誘導減衰信号の検出が、対象物への磁
場読み取り勾配の賦掛の間に行なわれる、人体対象物或
いは人体以外の動物対象物の、電子スピン共鳴により増
幅された磁気共鳴作像装置において、上記読み取り勾配
の極性が繰り返して反転されることを特徴とする、電子
スピン共鳴により増幅された磁気共鳴作像装置。 - 【請求項３】前記電子スピン共鳴により増幅された磁気
共鳴作像が、 （ａ）対象物中に常磁性対比物質を取入れる段階と、 （ｂ）一次磁場を上記対象物に賦掛する段階と、 （ｃ）上記対象物内の常磁性核種内において電子スピン
共鳴遷移を励起すべく選択された周波数の第１放射線に
上記対象物を晒す段階と、 （ｄ）上記対象物内の選択された原子核内において核ス
ピン遷移を励起すべく選択された周波数の第２放射線の
少なくとも１個のパルスに上記対象物を晒す段階と、 （ｅ）少なくとも１種類の空間的情報をコード化する磁
場勾配を上記対象物に賦掛する段階と、 （ｆ）極性を交互に変える一連の磁場読み取り勾配パル
スを上記対象物に賦掛する段階と、 （ｇ）上記読み取り勾配が賦掛される時間の少なくとも
一部において、上記選択された原子核から自由誘導減衰
信号を検出する段階と、 （ｈ）上記検出された信号から上記対象物の少なくとも
部分的な像を発生する段階とを備えて成る、請求項２記
載の磁気共鳴作像装置。 - 【請求項４】強度が1T以下の一次磁場を用いて作像を行
なう、請求項１乃至請求項３のいずれか一項に記載の磁
気共鳴作像装置。 - 【請求項５】強度が0.1T以下の一次磁場を用いて作像を
行なう、請求項１乃至請求項４のいずれか一項に記載の
磁気共鳴作像装置。 - 【請求項６】強度が20乃至200ガウスの一次磁場を用い
て作像を行なう、請求項１乃至請求項５のいずれか一項
に記載の磁気共鳴作像装置。 - 【請求項７】２ガウスまでのESR線幅を有する、生理学
的に容認され得る常磁性核種を対象物内に取入れること
を含む、請求項１乃至請求項６のいずれか一項に記載の
磁気共鳴作像装置。 - 【請求項８】前記常磁性核種は1.5ガウスまでのESR線幅
を有する、請求項７に記載の磁気共鳴作像装置。 - 【請求項９】少なくとも１種類の生理学的に容認され得
る担体或いは結合剤と共に、そのESRスペクトル中に１
乃至２ガウスの線幅の遷移を有する生理学的に容認され
得る常磁性材料を備え、請求項１乃至請求項６のいずれ
かのESREMRI作像において、FID信号を増幅するのに用い
るコントラスト媒体。 - 【請求項１０】そのESRスペクトル中に１乃至２ガウス
の線幅の遷移を有する生理学的に容認され得る常磁性材
料を用いて調製される診断用組成物であって、人体対象
物或いは非人体動物対象物のESREMRI作像のために請求
項１乃至請求項６のいずれかの装置において用いられる
診断用組成物。 - 【請求項１１】少なくとも１種類の生理学的に容認され
得る担体或いは結合剤と共に、少なくとも１の品質係数
を有する生理学的に容認され得る常磁性材料から成り、
上記品質係数は、上記材料のESR遷移のガウス単位の線
幅の二乗に対する、37℃における体積比で17:8の水／グ
リセリンの混合物内における上記材料のmM-1s-1単位のT
1緩和性の比率である、請求項１乃至請求項６のいずれ
かのESREMRI作像に用いられる診断用組成物。 - 【請求項１２】請求項11にて定義された品質係数が少な
くとも１の生理学的に容認され得る常磁性材料を用いて
調製される診断用組成物であって、人体対象物或いは非
人体動物対象物のESREMRI作像のために請求項１乃至請
求項６のいずれかの装置において用いられる診断用組成
物。 - 【請求項１３】無菌の生理学的に容認され得る液体担体
内において50乃至500mMの濃度とされるとともに、少な
くとも１ガウスから２ガウス迄の線幅のESR遷移を有す
る生理学的に容認され得る常磁性材料を備えて成る、請
求項１乃至６のいずれかのESREMRI作像に用いられる、
診断用組成物。 - 【請求項１４】ESREMRIを実施する為に配置された磁気
共鳴作像装置であって、該作像器内の検体に少なくとも
ひとつの磁場勾配を賦掛する勾配賦掛手段と、上記検体
からFID信号を検出する検出手段と、上記勾配賦掛手段
を制御する第１制御手段と、上記検出手段の作動を制御
する第２制御手段とを備えて成る磁気共鳴作像器におい
て、上記第１制御手段は、上記検体に対して極性が反転
する磁場読み取り勾配を賦掛すべく配置され、且つ、上
記第２制御手段は、上記読み取り勾配が賦掛される間の
少なくとも部分的な期間だけ、上記検出手段を作動せし
めるべく配置されていることを特徴とする、磁気共鳴作
像装置。 - 【請求項１５】前記第１制御手段及び前記第２制御手段
として機能すべく配置されたコンピュータを備えて成
る、請求項14の磁気共鳴作像装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| GB898909270A GB8909270D0 (en) | 1989-04-24 | 1989-04-24 | Method |
| GB8909270.4 | 1989-04-24 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04506614A JPH04506614A (ja) | 1992-11-19 |
| JP2902107B2 true JP2902107B2 (ja) | 1999-06-07 |
Family
ID=10655603
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2505628A Expired - Lifetime JP2902107B2 (ja) | 1989-04-24 | 1990-04-12 | 磁気共鳴作像装置 |
Country Status (10)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5287854A (ja) |
| EP (1) | EP0470084B1 (ja) |
| JP (1) | JP2902107B2 (ja) |
| AT (1) | ATE108026T1 (ja) |
| AU (1) | AU638985B2 (ja) |
| CA (1) | CA2050494C (ja) |
| DE (1) | DE69010329T2 (ja) |
| GB (1) | GB8909270D0 (ja) |
| NO (1) | NO302447B1 (ja) |
| WO (1) | WO1990013047A1 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR101771220B1 (ko) | 2016-05-02 | 2017-08-24 | 가천대학교 산학협력단 | 자기공명영상 시스템 |
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| GB8929300D0 (en) * | 1989-12-29 | 1990-02-28 | Instrumentarium Corp | Apparatus |
| GB9111738D0 (en) * | 1991-05-31 | 1991-07-24 | Instrumentarium Corp | Method |
| GB9216597D0 (en) * | 1992-08-05 | 1992-09-16 | British Tech Group | Method of obtaining images representing the distribution of paramagnetic material in solution |
| JP3496898B2 (ja) * | 1995-03-03 | 2004-02-16 | 株式会社日立メディコ | 核磁気共鳴撮影装置 |
| ATE212727T1 (de) * | 1995-09-08 | 2002-02-15 | Nycomed Imaging As | Ein verfahren zur bestimmung der konzentration von sauerstoff in einer probe |
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| JP2009518641A (ja) | 2005-12-08 | 2009-05-07 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | オーバーハウザー改善ｎｍｒを用いて生体内薬放出をモニタするシステム及び方法 |
| GB0920839D0 (en) * | 2009-11-27 | 2010-01-13 | Univ Bristol | Contrast agents for medical imaging |
| KR101967239B1 (ko) | 2012-08-22 | 2019-04-09 | 삼성전자주식회사 | 자기 공명 영상 촬상 방법 및 장치 |
| CN109620224B (zh) * | 2019-01-10 | 2019-11-05 | 哈尔滨特征科技开发有限公司 | 电子顺磁成像仪 |
| US11796618B2 (en) * | 2019-07-12 | 2023-10-24 | Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. | Systems and methods for magnetic resonance imaging |
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| GB2056078B (en) * | 1979-08-03 | 1984-02-29 | Emi Ltd | Nuclear magnetic resonance systems |
| US4384255A (en) * | 1979-08-10 | 1983-05-17 | Picker International Limited | Nuclear magnetic resonance systems |
| EP0076054B1 (en) * | 1981-09-21 | 1986-06-04 | Peter Mansfield | Nuclear magnetic resonance methods |
| GB2128339B (en) * | 1982-10-06 | 1986-09-17 | Peter Mansfield | Nuclear magnetic resonance imaging |
| US4628264A (en) * | 1984-03-14 | 1986-12-09 | Advanced Nmr Systems, Inc. | NMR gradient field modulation |
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| US4719425A (en) * | 1986-04-15 | 1988-01-12 | Scientific Innovations, Inc. | NMR imaging method and apparatus |
| GB8711379D0 (en) * | 1987-05-14 | 1987-06-17 | Nat Res Dev | Echo planar imaging systems |
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| GB8718515D0 (en) * | 1987-08-05 | 1987-09-09 | Nat Res Dev | Obtaining images |
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-
1989
- 1989-04-24 GB GB898909270A patent/GB8909270D0/en active Pending
-
1990
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- 1990-04-12 AU AU54099/90A patent/AU638985B2/en not_active Ceased
- 1990-04-12 WO PCT/EP1990/000604 patent/WO1990013047A1/en active IP Right Grant
- 1990-04-12 DE DE69010329T patent/DE69010329T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1990-04-12 AT AT90905507T patent/ATE108026T1/de not_active IP Right Cessation
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- 1990-04-12 US US07/768,202 patent/US5287854A/en not_active Expired - Fee Related
- 1990-04-12 JP JP2505628A patent/JP2902107B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1991
- 1991-10-23 NO NO914170A patent/NO302447B1/no unknown
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| EP0470084B1 (en) | 1994-06-29 |
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| CA2050494C (en) | 1999-09-07 |
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