JP5549882B2 - 量子論に基づく連続的精密nmr/mri(核磁気共鳴スペクトロスコピー/核磁気共鳴映像法)の方法と装置 - Google Patents
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Description
従って、この連続的精密方法は高磁場および低磁場のNMR/MRIのいずれにも適用される能力がある。
[数式1]
式中、再び、γ およびI はそれぞれ、ジャイロ磁気比率およびスピン量子数を表す。記号mは、スピン磁気量子数である。プロトン(1H)、炭素-13(13C)、またはリン-31(31P)など全てのI=1/2(そしてm=1/2)の原子核のため、上記の方程式は(参考文献9)に帰着する。
[数式2]
[数式3]
となり、式中、T1およびT2はそれぞれ、スピン格子およびスピンスピン緩和時間である。
[数式4]
[数式5]
式中、j=(-l)1/2、υは周波数である。パワースペクトルS(υ)を有すると、核磁気共鳴周波数υ0は(参考文献13)として見出されることが可能である。
[数式6]
[数式7]
これは、緩和時間Tを計算する正確な方法を提供するので、本発明の他の主な方程式である。
もまた、NMR/MRIの適用の基礎的なパラメーターである。スピン密度ρは、S(v0) = c×ρ×Pであるため、スピン推移確率Pおよび共鳴周波数υ0の核磁気共鳴パワースペクトルS(υ)から求められることが可能であり、式中のcは較正係数である。通常、関連するスピン数密度ρは必要とされ、次の式を導く。
[数式8]
ここでは、確率PおよびTは、B0が存在するときのみPB1およびT1を、またはB1が適用される場合はPSRおよびTSRを表しうる。絶対値のスピン数密度ρが要求される場合は、較正係数cの値が求められなければならない。
[数式9]
方程式(7)および方程式(9)はどちらも、緩和時間Tを決定するために使用されることが可能である。方程式(9)の方が単純であるが、方程式(7)はより物理的な見識を主張する。本開示では、緩和時間の計算は方程式(7)に基づく。
パルスNMR/MRIと類似して、本発明はトランスミッターコイルセットによって生じる逆(x‐y面において)RF(無線周波数)磁場B1を用いる。しかし、パルスNMR/MRIのRF磁場B1と本発明の異なる点は、核磁気共鳴放出を刺激するために使用される、連続的(パルスではない)かつ非常に弱い磁場B1であることである。これは広帯域の(核磁気共鳴放射線の帯域幅に関してずっと広い)交番磁界である。連続的な作業モードにより、いくつかのRF磁場B1はレシーバーコイルによって必然的に妨害され、いくらかの追加電圧UB1(t)を誘導する。その後、UB1およびVSRはともに、追随する電気機器に、レシーバーコイルによって供給されうる。UB1はVSRには望ましくない汚染(干渉)である。それゆえ、可能最小限のレベルに抑制されなければならない。この汚染を事実上排除ために、三つの別個の方法が適用されうる:(1)レシーバーコイル(複数可)を特別な設計、取り付け、および配置で機械的に構成する。一配置としては、それらのクロスカップリングを無効にするため、レシーバーコイルセットをトランスミッターコイルセットに対し垂直(90度)にする。(2)いくつかの補償回路を電気的に使用する。および、(3)このU B1影響を最終的に排除するためいくつかの修正技術を数値的に適用する。この三つ目の方法の詳細な説明は下記で検討する。
連続的NMR/MRI方法は二種のレシーバー(検出)コイルを使用する。一つは、二つの同一の核磁気共鳴放出ノイズ信号VSRa(t)とVSRb(t)を生成する、二つのレシーバーコイルの使用である。もう一方は、核磁気共鳴放出ノイズ信号VSR(t)を生成する、パルスNMR/MRIに使用するものと同じの、単一レシーバーコイルセットの使用である。図3aおよび3bは、これら二つのレシーバーコイルを示す。これらは試験中のサンプルを包囲して両側に設置されうる(図3a)か、または試験中のサンプルの周囲に巻きつけられる(図3b)。コイル10または対のコイル10の二つの端末は、信号Va(t)を電気機器14および62に供給し、コイル12または対のコイル12の二つの端末は、信号Vb(t)を電気機器16および64に供給する(図4および図6参照)。電圧Va(t)およびVb(t)は、核磁気共鳴放出ノイズ信号VSR(t)、UB1 (t)、およびVn(t)の付加的和である。Vn(t)はここで、コイルから(および後に追随する電気機器から)発せられるあらゆる種類の非スピンランダムノイズを表す。 Va(t)=VSRa(t)+UB1a(t)+Vna(t)、およびVb(t)=VSRb(t)+UB1b(t)+Vnb(t)。 VSRa(t) = VSRb(t)、およびUB1a(t)=UB1b(t)であるが、Vna(t)≠Vnb(t)である。しかし、VSRa(t)、UB1(t)、およびVn(t)は、互いに統計的に独立する。さらに、Vna(t)はVnb(t)から統計的に独立する。
NMRまたはMRIの適用の基礎的なパラメーターは、スピン磁気共鳴線輪郭(パワースペクトル)S(v)、スピン数密度ρ、スピン格子(縦方向)緩和時間T1、およびスピンスピン(逆)緩和時間T2である。いくつかの特殊なMRI/MRIで必要とされる他のパラメーターはこれらの測定から求められる。
NMRの適用のタスクは一般的に、ρ、T1、T2、および試験中の同種のサンプルのための詳細な高分解能核磁気共鳴スペクトルを得ることである。これらパラメーターの空間分布が求められるならばそれは磁気共鳴映像法(MRI)のタスクとなる。
MRIの適用のタスクは、組織や人体などのサンプルのスピン数密度ρ 、スピン格子緩和時間T1、およびスピンスピン緩和時間T2の空間分布、すなわち一次元、二次元、三次元の映像を得ることである。核磁気共鳴周波数は通常、既知のパラメーターである。この目的を達成するため、スピン空間位置確認のための特殊な機器または装置が必要とされる。
相関器66はVSRa + UB1aおよびVSRb+ UB1bには自己相関としての機能を果たすが、ランダムノイズVna およびVnbには相互相関として機能する。理論的に、Vna およびVnbの相互相関RN(t)は、ゼロに等しいが、実際は、RN(t)は常に少し余りを有する。相関器66からの相関関数R’(t)は、VSRの自己相関RSR(t)とUB1の自己相関RB1(t) の和である。V N とR B1 (t)の相互相関R N (t)は望ましくないので、R'(t)から取り除かれなければならない。これは相関ブロック68のタスクである。相関ブロック68の出力は、図6に示されるようにMRIパラメーターが求められることが可能な、核磁気共鳴放出ノイズ信号VSR(t)の自己相関関数R'(t)である。
前記の説明は、自己相関に二つの入力として機能する二つの信号VaとVbを生成する二つのレシーバー(検出)コイルセットについてである。実際のところ、本連続的精密NMR/MRI技術は、単一セットのレシーバーコイルを使用して実行されることも可能である。そのような場合には、レシーバーコイルは従来のNMR/MRI機械に用いられるものと同じである。
図4、6、および7a〜7cに示されるように、修正ブロックのタスクは、R(t)を得るためのR’(t)修正をする、つまりR’(t)からR(t)を抽出することである。これは以下のように、一般的に定められうる。
(1)t = 0(点a)からt=tc(点c)までの測定から求められる相関関数R’(t)の切片を廃棄する。Vn(t)、tcの帯域幅が良く評価されることが可能なことがわかる。図8cでは、tcはおよそ0.002秒かかりうる。
(2)図8cの点cから点eまでのR’(t)データに基づいた曲線適合から数式的に曲線方程式を見つける。
(3)ステップ(2)で得られた曲線方程式を使用して点cから点a(t = 0)までのR'(t)を数式的に推定する。ここでこのR’(t)は修正されたものとなり、R(t)と等しくなる。
本発明の有利な一つの特徴は、医療用MRIで見られる。およそ0.01ガウスのRF磁場B1は、MRI手順におかれる患者の体内に堆積されるRFパワーがパルスMRIでの患者の体内に堆積するRFパワーより10-8も少ないことを意味する。10-8のRFパワー削減ファクターは、患者の安全問題に関して不可欠で重要である。
核スピン磁気共鳴と並んで、電子スピン磁気共鳴(ESR)がある。NMRに類似して、電子スピン磁気共鳴もまた、分光技術である。NMRとESRは同じ基本論理と技術構想を共有する。NMRとESRの一つの明らかな違いはスピン磁気共鳴周波数であり、NMRが無線周波数でESRは電磁波周波数である。従って本発明の方法はまた、電子スピン磁気共鳴(ESR)にも適用されることが可能である。その場合はもちろん、電気機器はマイクロ波環境に適合するよう変更される必要がある。
2曲線
10コイル、対のコイル
12コイル、対のコイル
14電気機器
16電気機器
20MRI機械
22磁場
24自己/相互相関器
26相関の修正
28計算
50塊
52薄片
54エンコード磁場
60MRI機械
62電気機器
64電気機器
66相関器
68相関の修正
70フィルター
72方程式
74レシーバーコイル
76レシーバーコイル
80相関器
82相関の修正
86相関器
88電気機器
90電気機器
92相関器
94電気機器
(9)Rushworth, F. A.、Tunstall, D. P.「Nuclear magnetic resonance(核磁気共鳴)Gordon and Breach Science Publishers、1973年
(10)Andrew, E. R.「Nuclear magnetic resonance(核磁気共鳴)」大学出版局 ケンブリッジ、1955年
(11)Papoulis, A.「Probability, random variables, and stochastic processes(確率、ランダム変化、および確率過程)」第4版、マグロウヒル社、2002年
(12)Bendat, J. S.、Piersol, A. G.著「Random data: analysis and measurement procedures(ランダムデータ:分析および測定手順)」第二版、ワイリー・インターサイエンス、2000年
(13)Born, M.、 Wolf, E.著「Principles of Optics(光学の原理)」第7版Pergamon Press、1999年
(14)Mandel, L.、Wolf, E.著「Coherence properties of optical fields(光学分野のコヒーレント特性)」 Reviews of Modern Physics誌、37, 231、1965年
(15)Goodman, J. W.「Statistical Optics(統計光学)」John Wiley & Sons、1985年
Claims (20)
- ・サンプルをNMR(核磁気共鳴分光分析)磁気環境内に設置することにより、核磁気共鳴によるランダム放射線放出を連続的に発生させ;
・未処理のNMR信号として、前記サンプルからの核磁気共鳴によるランダム放射線放出を連続的に検出し;
・調整されたNMR信号が信号データ処理に適するように、検出されたNMR信号を調整し;
・NMR自己相関関数を得るために、前記調整されたNMR信号の相関をとり;
・前記NMR自己相関関数から前記サンプルの核磁気共鳴特性、即ち、前記サンプルの核磁気共鳴パワースペクトル、核磁気共鳴周波数、スピン−格子緩和時間(T 1 )、スピン−スピン緩和時間(T 2 )及びスピン数密度、を取り出すことからなる、調査中のサンプルの核磁気共鳴分光分析(NMR)を実施する方法。 - ・サンプルをMRI(核磁気共鳴画像診断)磁気環境内に設置することにより、核磁気共鳴によるランダム放射線放出を連続的に発生させ;
・未処理のMRI信号として、前記サンプルからの核磁気共鳴によるランダム放射線放出を連続的に検出し;
・調整されたMRI信号が信号データ処理に適するように、検出されたMRI信号を調整し;
・MRI自己相関関数を得るために、前記調整されたMRI信号の相関をとり;
・前記MRI自己相関関数から前記サンプルの核磁気共鳴特性、即ち、前記サンプルの核磁気共鳴パワースペクトル、核磁気共鳴周波数、スピン−格子緩和時間(T 1 )、スピン−スピン緩和時間(T 2 )及びスピン数密度、を取り出すことからなる、調査中のサンプルの核磁気共鳴画像診断(MRI)を実施する方法。 - ・サンプルをNMR磁気環境内に設置することにより、核磁気共鳴によるランダム放射線放出を連続的に発生させ;
・検出装置および受信装置を用いて、未処理のNMR信号として、前記サンプルからの核磁気共鳴によるランダム放射線放出を連続的に検出し;
・調整されたNMR信号が信号データ処理に適するように、検出されたNMR信号を調整し;
・前記調整されたNMR信号からNMRパワースペクトルを取得し;及び
・前記NMRパワースペクトルから前記サンプルの核磁気共鳴特性、即ち、前記サンプルの核磁気共鳴パワースペクトル、核磁気共鳴周波数、スピン−格子緩和時間(T 1 )、スピン−スピン緩和時間(T 2 )及びスピン数密度、を取り出すことからなる、調査中のサンプルの核磁気共鳴分光分析(NMR)を実施する方法。 - ・サンプルをMRI磁気環境内に設置することにより、核磁気共鳴によるランダム放射線放出を連続的に発生させ;
・検出装置および受信装置を用いて、未処理のMRI信号として、前記サンプルからの核磁気共鳴によるランダム放射線放出を連続的に検出し;
・調整されたMRI信号が信号データ処理に適するように、検出されたMRI信号を調整し;
・前記調整されたMRI信号からMRIパワースペクトルを取得し、及び
・前記MRIパワースペクトルから前記サンプルの核磁気共鳴の特性、即ち、前記サンプルの核磁気共鳴パワースペクトル、核磁気共鳴周波数、スピン−格子緩和時間(T 1 )、スピン−スピン緩和時間(T 2 )及びスピン数密度の画像を構築することからなる、調査中のサンプルの核磁気共鳴画像診断(MRI)を実施する方法。 - 前記NMR磁気環境が、以下の2つの磁場、即ち:
(1)その方向がz軸方向として伝統的に表示される、均質な静磁場B0;及び
(2)前記B0に対して横方向の定常連続無線周波磁場B1であって、前記磁場B1の強度は前記磁場B0の強度より小さく、前記磁場B1の周波数範囲は前記磁場B0におけるサンプルに関係する核磁気共鳴周波数をカバーし、且つ、前記無線周波磁場B1は、もし前記スピン−スピン緩和時間の測定が要求されないならば、自由に選択できる、定常連続無線周波磁場B1;
の2つの磁場の組み合わせ、からなることを特徴とする請求項1または3に記載の方法。 - 前記MRI磁気環境が:
(1)その方向がz軸として伝統的に表示される均質な静磁場B0;
(2)その方向が、またz軸上にあるスピン位置決め磁場Beであって、前記磁場Beは、1つの新しい単一磁場B’0=Be+B0を形成するために、前記磁場B0と組み合わされる、磁場Be;及び、
(3)前記B0に対して横方向の定常連続無線周波磁場B1であって、前記磁場B1の強さは磁場B0+前記磁場Beの組み合わせ強度より小さく、前記磁場B1の周波数範囲は前記磁場B0+前記磁場Beの組み合わせ磁場におけるサンプルが関係する核磁気共鳴周波数をカバーし、前記無線周波磁場B1は、もし前記スピン−スピン緩和時間の画像構築が要求されないならば、自由に選択できる、定常連続無線周波磁場B 1 ;
の3つの磁場の組み合わせ、からなることを特徴とする請求項2または4に記載の方法。 - 前記スピン位置決め磁場Beは、更に、前記サンプル内の線又は平面又は容積の磁場Beが、前記サンプルを横断して走査することができ、又はできないように、1次元の前記線に沿った、又は2次元の前記平面上の、又は3次元の前記容積内の各スピンボクセルに固有の磁場Beを確立する、周波数エンコードの定常磁場からなる、請求項6に記載の方法。
- NMR又はMRIの信号の検出は:
(1)1セットのNMR又はMRIの信号を確保するために、1セットの受信装置を利用し;又は
(2)2セットのNMR又はMRIの信号を確保するために、2セットの受信装置を利用する;
ことを含む、請求項1又は2に記載の方法。 - 前記検出されたNMR又はMRI信号の調整は、
前記調整されたNMR又はMRI信号が信号データ処理に適するように、増幅、相関をとる前後に実施される任意の周波数変換、及び、前記相関をとる前後に実施されるアナログ−デジタル変換、からなる請求項1又は2に記載の方法。 - 前記検出されたNMR又はMRI信号の調整は、
前記調整されたNMR又はMRI信号が信号データ処理に適するように、増幅、相関をとる前後に実施される任意の周波数変換、及び、前記相関をとる前後に実施されるアナログ−デジタル変換、からなる請求項3又は4に記載の方法。 - NMR又はMRI自己相関関数を得るために、前記調整されたNMR又はMRI信号の相関をとることは:
・NMR又はMRI相関関数を得るために、前記調整されたNMR又はMRI信号の相関をとり:及び
・もし、前記NMR又はMRI相関関数が非スピンノイズ及び放射線により所定レベル以上に大きく汚染されている場合、NMR又はMRI自己相関関数を得るために修正手順により前記NMR又はMRI相関関数を修正し、そうでない場合、前記NMR又はMRI相関関数を前記NMR又はMRI自己相関関数と見なす;
ことからなる、請求項1又は2に記載の方法。 - 前記NMR自己相関関数から前記サンプルの核磁気共鳴特性を取り出すことは:
関係する数式及び手順を利用して、前記NMR自己相関関数から前記サンプルの核磁気共鳴パワースペクトル、核磁気共鳴周波数、スピン−格子緩和時間、スピン−スピン緩和時間及びスピン数密度、を含む、核磁気共鳴特性を取り出すことからなる、請求項1に記載の方法。 - 前記MRI自己相関関数から前記サンプルの核磁気共鳴の特性画像を構築することは:
・前記サンプルに含まれる各スピンボクセルに対する構成MRI自己相関関数を抽出するために、前記MRI自己相関関数を分解し;
・関係する数式及び手順を利用して、前記サンプルに含まれる各スピンボクセルの構成MRI自己相関関数から、スピン−格子緩和時間、スピン−スピン緩和時間及びスピン数密度を含む各ボクセルの核磁気共鳴特性を取り出し;
・一次元又は二次元または三次元の核磁気共鳴の特性画像を形成するために、前記サンプル内の各ボクセルの固有位置に応じて、中に含まれる全てのスピンボクセルの前記核磁気共鳴特性を組み合わせる;
ことからなる、請求項2に記載の方法。 - 前記MRI自己相関関数の分解は、更に、ソフトウェアおよび/またはハードウェアを利用して、中に含まれる各スピンボクセルの構成MRI自己相関関数を抽出するための前記MRI自己相関関数の選別を含む、請求項13に記載の方法。
- 前記調整されたNMR又はMRI信号からNMR又はMRIパワースペクトルを取得することは:
・前記調整されたNMR又はMRI信号からNMR又はMRIパワースペクトルを取得し;
・上記NMR又はMRIパワースペクトルが、非スピンノイズ及び放射線により所定レベル以上に大きく汚染されている場合、NMR又はMRIパワースペクトルを取得するために上記NMR又はMRIパワースペクトルを修正し、そうでない場合、上記NMR又はMRIパワースペクトルを前記NMR又はMRIパワースペクトルと見なすことからなる、請求項3又は4に記載の方法。 - 前記NMRパワースペクトルから前記サンプルの核磁気共鳴特性を取り出すことは:
・前記NMRパワースペクトルからNMR自己相関関数を取り出し;
・関係する数式と手順を利用して、前記サンプルのNMRパワースペクトルと前記NMR自己相関関数から前記サンプルの核共鳴周波数、スピン格子緩和時間、スピン―スピン緩和時間及びスピン数密度を含む核磁気共鳴特性を計算すること、からなる請求項3に記載の方法。 - 前記MRIパワースペクトルから前記サンプルの核磁気共鳴の特性画像を構築することは:
・前記MRIパワースペクトルからMRI自己相関関数を取り出し;
・前記サンプルに含まれる各スピンボクセルの構成MRI自己相関関数を抽出するために、前記MRI自己相関関数を分解し;
・関係する数式と手順を利用して、前記サンプルに含まれる各スピンボクセルの構成MRI自己相関関数から、スピン格子緩和時間、スピン―スピン緩和時間、及びスピン数密度を含む各ボクセルの核磁気共鳴特性を計算し;及び
・一次元、又は二次元、又は三次元核磁気共鳴の特性画像を形成するために、前記サンプル内の各ボクセルの固有位置に応じて中に含まれる全てのスピンボクセルの前記核磁気共鳴特性を組み合わせることからなる、請求項4に記載の方法。 - 前記MRI自己相関関数の分解は:更に、ソフトウェアおよび/またはハードウェアを利用して、中に含まれる各スピンボクセルの構成MRI自己相関関数を抽出するために、前記MRI自己相関関数を選別することからなる、請求項17に記載の方法。
- 調査中のサンプルの電子スピン磁気共鳴(ESR)またはその画像化を実施する方法であって:
・前記サンプルをESR磁気環境に設置することにより、核磁気共鳴のランダム放射線放出を連続して発生させ;
・検出及び受信装置を利用して、未処理のESR信号として、前記サンプルからの核磁気共鳴によるランダム放射線放出を連続して検出し;
・調整されたESR信号が信号データ処理に適するように、検出されたESR信号を調整し;
・前記ESR自己相関関数を得るために前記調整されたESR信号の相関をとり;及び、次に、
・前記ESR自己相関関数からESRパワースペクトルを取り出し;
・関係する数式及び手順を利用して、前記ESR自己相関関数および/またはESRパワースペクトルから前記サンプルの電子スピン磁気共鳴特性を取り出すか、又は、電子スピン磁気共鳴の特性画像を構築することからなる、方法。 - 調査中のサンプルの電子スピン磁気共鳴(ESR)またはその画像化を実施する方法であって:
・前記サンプルをESR磁気環境に設置することにより、核磁気共鳴によるランダム放射線放出を連続して発生させ;
・検出および受信装置を用いて、未処理のESR信号として、前記サンプルからの核磁気共鳴によるランダム放射線放出を連続して検出し;
・調整されたESR信号が信号データ処理に適するように、検出されたESR信号を調整し;
・前記調整されたESR信号からESRパワースペクトルを取得し、次に、前記ESRパワースペクトルからESR自己相関関数を取り出し;
・関係する数式及び手順を利用して、前記ESRパワースペクトルおよび/またはESR自己相関関数から前記サンプルの電子スピン共鳴特性を取り出すか、または電子スピン共鳴の特性画像を構築することからなる、方法。
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