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

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 Download PDF

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Description

本発明は概して核スピン磁気共鳴と電子スピン磁気共鳴を含むスピン磁気共鳴、および詳細には、核スピン磁気共鳴スペクトロスコピー（ＮＭＲ）／核スピン磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）に関する。本発明は核スピン磁気共鳴データ生成、データ収集、およびデータ整理のための方法および装置について記述する。
約６０年前にブロッホ（非特許文献１）とパーセル（非特許文献２）によって別々に凝縮物質の中に核スピン磁気共鳴が発見されて以来、それは主となる研究およびエンジニアリング技術、および物理学、化学、生物学、薬学などの計測器の分野で急速に発展してきた。特に、１９７０年代初めのダマディアン（非特許文献３）とLauterbur（非特許文献４）による先駆者的研究の後、その薬品での開発は医薬品および健康化学の診断映像技術において大変革をもたらしてきた。
基本的に、核磁気共鳴の適用には、二つの広義のカテゴリーがある。一つは核磁気共鳴スペクトロスコピー（スペクトロメーター）であり、もう一つは核磁気共鳴映像法（スキャナー）である。どちらも強い静磁場B0を必要とする。それらは同じ物理的原理、数学的方程式、および多くのデータ収集および処理技術を共有するが、焦点および最終結果は異なる。混乱を避けるため、学究および産業に適合される慣習に従って、本出願では頭字語“ＮＭＲ”は核磁気共鳴スペクトロスコピー（スペクトロメーター）に使用され、および頭字語“ＭＲＩ”は核磁気共鳴映像法（スキャナー）に使用される。ＮＭＲは通常、化学、物理学、および薬学の研究所で、サンプルの核スピン磁気共鳴周波数、化学シフト、および詳細なスペクトルを得るため使用される。一方ＭＲＩは通常、医療施設および生物学研究所で、人体または他の生体サンプルの核スピン数密度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、１−Ｄ（一次元）、２−Ｄ（二次元）、または３−Ｄ（三次元）映像を生成するため使用される。
核スピン磁気共鳴には、二つの並行する論理的処理がある（非特許文献５）。量子論学に基づく一つ（非特許文献５、６）は徹底的で包括的なものであり、半古典的な電磁気学に基づくもう一方（非特許文献５、７）現象的なものである。これら二つの説明は相補的である。量子論学的説明は核磁気共鳴のあらゆる既知の現象に定量的に適用され、古典的な論理はわずかなものを除いて核磁気共鳴のほとんどの実験を有効に説明することが可能である。それにも関わらず、実用的な適用の中には古典的論理が占められる。無線周波数（RF）B1パルス磁界、スピンと勾配エコー、空間符号化、および自由誘導減衰（ＦＩＤ）と結合される古典的なブロッホ方程式は 、現在多くのいわゆるパルス核磁気共鳴を構成する。現代の核磁気共鳴の適用は、事実上完全に古典的な電磁気学に論理化され定式化されている（非特許文献８）。
Bloch, F.、Hansen, W. W.、Packard, M. E.著「The nuclear induction（核誘導）」フィジックス・レビュー、69,127、1946年 Purcell, E. M.、Torrey, H. C.、Pound, R. V.著「Resonance absorption by nuclear magnetic moments in a solid（固体中の核磁気モーメントによる共鳴吸収）」フィジックス・レビュー、69,127、1946年 Damadian, R. V.著「Tumor Detection by Nuclear Magnetic Resonance（核磁気共鳴による腫瘍検出）」サイエンス誌、171, 1151、1971年 Lauterbur, P. C.著「Image formation by induced local interactions: examples employing nuclear magnetic resonance（局所的相互作用による画像形成：核磁気共鳴を使用する例）」ネイチャー誌、242, 190、1973年 Abragam, A.著「The Principles of Nuclear Magnetism（核磁気の原理）」オックスフォード大学出版局、1983年 Bloembergen, N.、Purcell, E. M.、Pound, R. V.著「Relaxation effects in nuclear magnetic resonance absorption（核磁気共鳴吸収の緩和効果）」フィジックス・レビュー、73,679、1948年 Bloch, F.著「Nuclear Induction（核誘導）」フィジックス・レビュー、70,460、1946年 Cowan, B.著「Nuclear Magnetic Resonance and Relaxation（核磁気共鳴および緩和）」ケンブリッジ大学出版局、1997年
本発明は新規のシステム、つまりＮＭＲおよびＭＲＩ試験を実施するための方法および装置を提供する。本方法に必要とされる基本的な個別の機器およびハードウェアは、従来のパルスＮＭＲ／ＭＲＩで使用されるものと同様である。しかし、従来の方法とは異なり、本発明はＮＭＲおよびＭＲＩの適用を行うための連続的精密方法である。本発明は放射線の量子論に基づき、その物理および数学は正確で厳密である。また、それは連続モードで作用し、および原理と方程式からデータ生成、収集、整理までほとんど全ての態様において従来のパルスＮＭＲおよびＭＲＩと異なるものとする。本発明の実施では、試験中のサンプルの磁化Mはまったく関与せず、およびパルス、フェーズ、エコー、およびＦＩＤの使用は回避される。従って、信号強度／ＳＮＲ（信号−ノイズ比率）と静磁場B0の間の密接な関係は基本的に排除されている。この連続的方法で代わりとなる重大なものは、静磁場B0での二つのスピンのゼーマンエネルギーレベル間の量子推移確率Pである。本システムは感度が高く、およびＳＮＲは自動／相互相関を通して強化されている。
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。
本発明のさらなる特徴および利点は、以下の詳細な説明から、数字が部分を表す追随する図面と併せることにより分かる。
均質な静磁場Ｂ ０ のスピン１/２エネルギーレベルを示す。 均質な静磁場Ｂ ０ におけるスピン１/２空間配向を示す。 スピン緩和時間、スピン遷移確率、およびスピン磁気共鳴放出ノイズ信号の間の関係を示す構想である。 本発明による二重レシーバーコイルセットを図式的に示した図である。 本発明による二重レシーバーコイルセットを図式的に示した図である。 本発明によるＮＭＲのデータ収集およびデータ整理を図式的に示した図である。 本発明によるスピン空間位置確認のための一次元周波数エンコード磁場Ｂｅを概念的に示す。 本発明によるスピン空間位置確認のための一次元周波数エンコード磁場Ｂｅを概念的に示す。 本発明によるＭＲＩのデータ収集およびデータ整理を図式的に示した図である。 本発明による単一のレシーバーコイルの実施例を図式的に示した図である。 本発明による単一のレシーバーコイルの実施例を図式的に示した図である。 本発明による単一のレシーバーコイルの実施例を図式的に示した図である。および、 本発明による相関関数の修正をグラフ的に示した図である。 本発明による相関関数の修正をグラフ的に示した図である。 本発明による相関関数の修正をグラフ的に示した図である。
本開示は一般的にスピン磁気共鳴に、および特に核スピン磁気共鳴スペクトロスコピー（ＮＭＲ）と核スピン磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）に関し、またシステム、すなわち核磁気共鳴の適用を実行するための方法および装置を説明し提供する。
本来、核磁気共鳴は量子現象である。この視点からＮＭＲおよびＭＲＩの新規の方法および技術が開発されている。その論理基盤は放射線の量子論であり、その物理および数学は正確および厳密であり、かつ連続放出モードで作用する。従って本方法は、原理と方程式からデータ生成、収集、および整理までのほとんど全ての態様において、従来のパルスＮＭＲ／ＭＲＩと異なる。
従来のパルスＮＭＲおよびＭＲＩと比較して、本発明の方法は直接で自然な方法で、核磁気共鳴遷移放射からの信号として連続的な定常ランダムノイズを使用する。磁化M、パルス、フェーズ、エコー、自由誘導減衰（ＦＩＤ）などパルスＮＭＲやＭＲＩで重要な役割を果たすそれらのものは、この連続的精密ＮＭＲおよびＭＲＩではまったく関与せず、事実上排除されている。代わりに、本発明で重要なものは、連続的で固定された、そしてランダムな核磁気共鳴放出ノイズ信号VSR(t)そのものである。本発明により、このランダムノイズ信号VSR(t)は、原型のままでいずれの操作もせず、核磁気共鳴スペクトルS(ｖ)、スピン数密度ρ、および緩和時間T1およびT2上の豊富な情報を明らかにするため研究されることが可能である。
本発明の二つの主要な機能は、核磁気共鳴ランダム放出ノイズ信号の自己相関関数R(t)とパワースペクトルS(v)である。S(v)とR(t)から、他のＮＭＲまたはＭＲＩパラメーターは以下で検討されるような方程式（３、６、７、および８）を使用して導かれることが可能である。ウィーナー・ヒンチン論理、方程式（５）は、R(t)をS(v)に関連させる。R(t)からS(v)は前進するフーリエ変換であり、一方、S(v)からR(t)は逆フーリエ変換である。従って、R(t)かS(v)は、核磁気共鳴放出ランダムノイズ信号V(t)から最初に得られることができる。R(t)とS(v)を計算するには、様々な方法および市販で入手可能なコンピュータソフトウェアがある。本発明の開示では、まず相関関数R(t)は核磁気共鳴ノイズV(t)から得られ、次に方程式（５）がS(v)を生み出す。この順序で、V(t)の非スピンランダムノイズ信号は自己／相互相関操作で排除されることが可能である。V(t)から第一に取得するS(v)とS(v)から第二に取得するR(t)が逆フーリエ変換ならば、このS(v)は非スピン電子ノイズと他の望ましくない放射に通常汚染されている。S(ｖ)のこれらの汚染は、このS(ｖ)がR(ｔ)の導出と、信号データ整理に使用される前に除去されるべきである。
自己／相互相関は、その入力としての二つの信号、およびそれらの自己／相互相関関数の出力が必要である。この目的のため、固有の、二つのレシーバーコイルセットが本発明に用いられうる。下記に説明される図３ａおよび３ｂは、これらのコイルを二通りの可能な構成を示して概念的により詳細に表す。これらの二つのレシーバーコイルセットは、二組のコイル末端で二つの電圧Va(t) とVb(t)を生成して、ＮＭＲ／ＭＲＩサンプルを包囲するよう互いに設置される。Va(t)とVb(t)は実際、スピン磁気共鳴放出ノイズVSRa(t)とVSRb(t)、他の電子ランダムノイズVNa(t)とVNb(t)、およびRF B1磁場関連電圧VB1a(t)とVB1b(t)を含む。VNa(t)とVNb(t)は、それらの統計的な独立性のため相互相関操作で取り消されていく。VSRa(t)＝VSRb(t)であり、VB1a(t)＝VB1b(t)であるが、VB1a(t)とVB1b(t)はランダムではない。それらは相関操作で排除されることはできないが、その自己相関関数R'(t)汚染への影響は、より詳細に下記で検討される図４、６、および７ａ〜７ｃに示される、“R(t)へのR’(t)修正”によって取り除かれることが可能である。
二組のレシーバーコイルを示す図４および６、および単一セットのレシーバーコイルを示す図７ａ〜７ｃに描かれるように、本発明の方法には二つの可能な実施例がある。本開示での単一セットのレシーバーコイルは、従来のパルスＮＭＲ／ＭＲＩに使用されるものと同じである。図７ａ〜７ｃの一組のコイルの実施例はハードウェアの使用がすくなくなっているが、関数による非信号ノイズの排除は不可能である（図７ａ）か、または部分的にのみ（図７および７ｃ）可能である。これらの非スピンノイズを取り除くには“R(t)へのR’(t)修正”関数ブロック（図７ａ〜７ｃ）を行う。
本発明の逆RF磁場B1は緩和時間T2の測定のため必要であるが、緩和時間T1のみが必要である場合、測定B1磁場なしで実行されることも可能である。どちらの場合も、このRF磁場B1は連続的で安定していなければならない。このB1磁場を適用すると、過剰な共鳴推移確率PB1を刺激することによりスピンアセンブルを他の動的平衡状態に変換する。これはスピン信号強度を強化するため効果的な方法である。しかし殆どの状況で、非常に弱いBl磁場が望ましい。
ＮＭＲ／ＭＲＩ操作方法の主要結果は、核磁気共鳴放出パワースペクトルS(υ)、スピン数密度ρ、スピン緩和時間T1とT2、およびその映像である。全てのこれらパラメーターは、それらの真値を表し、いわゆる“加重”ρ、“加重”T1、および“加重”T2ではない。
スピン放出信号の強度を増大させるための微弱なRF磁場B1の使用、および非信号ノイズを減少させるための自己／相互相関の使用を通して、本発明は高い静磁場B0を必要としないだけでなく、少ないハードウェアのおよびソフトウェアの使用だけでよい。従って、本方法のＮＭＲ／ＭＲＩ機械は、現在のパルスＮＭＲ／ＭＲＩよりも、廉価、容易、小型で、またより安全でより正確で、スペクトル分解能がより高く、操作がより容易であるため、医学を含む科学、工業技術へ広く適用される。
パルスＮＭＲまたはＭＲＩの記述は、静磁場B0、静磁場B0のその正確さ、および自由誘導減衰（ＦＩＤ）信号の試験中の物質の磁化ベクトルＭに関する。本発明の量子論に基づく連続的ＮＭＲおよびＭＲＩの記述は、スピン個体分布、静磁場B0のスピンエネルギーのゼーマン分裂、ゼーマンエネルギーレベル間の推移確率、および核磁気共鳴ランダム放出ノイズに関する。
全ての原子は核を有する。核はそれぞれ、一つのプロトンのみでありニュートロンがない水素原子核1Hを除いては、プロトン（複数可）およびニュートロン（複数可）から成る。
磁気スピンはゼロ磁場環境でいずれの空間配向も有さない。核磁気スピンのアンサンブルがその方向がデカルト座標体系のz軸に指定される静磁場B0に配置されるとき、元の縮退スピン磁気エネルギーレベルは分けられたゼーマンエネルギーと同等に（2I+1）に分けられる。1Hまたは13Cの場合、I=1/2であり、(2l+1)=2ゼーマンエネルギーのみがある。図１ａに示されるように、高エネルギー（高いほうの）レベルはEh で、低エネルギー（低いほうの）レベルはElである。エネルギーの分裂に伴い、スピンの方向定量化が行われる。エネルギーElのスピンは正のB0方向に向かって自ら整列し、一方エネルギーEhのスピンは負のB0方向に向かって自ら整列する（図１ｂ）。熱平衡が確立されるとき、高レベルのスピン数密度nh、および低レベルのスピン数密度nlは、ボルツマン分布nh/nl = exp(-γｈＢ0/２πκβT)を満たす。式中、ｈはプランクの定数であり、およびκβとＴはそれぞれボルツマンの定数と温度を示す。常にnl>nhであるが、nl はnhとほぼ同等であり、(nl -nh)/( nh+ nl)はB0磁場が一般的な研究所環境でどれほど強くなろうと、非常に小さい数である。(nl -nh)の差はB0の強度によって決まる。より大きなB0は大きな(nl -nh)を引き起こし、そして次にサンプルのより大きい磁化Mと、より高いラーモア周波数を引き起こす。これは、パルスＮＭＲ／ＭＲＩが高いB0を使用しがちである主原因の一つである。本発明は磁化Ｍと(nl -nh)の差を使用しないので、高B0磁場は必ずしもより優れたＮＭＲ／ＭＲＩ性能を意味するわけではない。
熱平衡で、高および低レベルのスピン数密度nlとnhは、B0磁場およびＴが変化しない限り定常状態で留まるけれども、統計的にdnh/dt=dnl/dt=0になるよう、スピン格子相互作用により高エネルギーレベルスピンは低エネルギーレベルに、および逆もまた同様に、推移確率PB0で連続的に推移する。これは、動的平衡状態とみなされる。高〜低全てのスピンパワーレベルの推移は、角振動周波数―ラーモア周波数―−ω０=γＢ０（線形周波数ｖ 0 =ω 0 /２πヘルツ）の光子の放出を伴う。そのような光子はそれぞれ、試験中のサンプルを包囲する検出装置（レシーバーコイル）隣接の端末で微小電圧を誘導する。全てのこれらの放出を追加すると、微小核磁気共鳴放出ノイズ信号が確立される。この工程はランダムプロセスである。確立された信号は定常ランダムノイズ信号の形で出現する。これらのノイズは本来弱いが、現代の電気機器で測定することが可能である。このノイズの時間系列は、レシーバーコイルの出力端末で核スピン磁気共鳴放出の連続的定常ランダムノイズ信号VB0(t)を構成する。
磁場B0の上記スピン磁気共鳴ランダム放出ノイズ信号は、逆RF磁場B1の印加の有無にかかわらず、自然に連続的な方法で生じる。ラーモア周波数の逆RF磁場B 1 は、二つの同じスピンゼーマンエネルギーレベルの間の推移確率PB1によって追加のランダム放出を刺激し、その結果として追加のスピン磁気共鳴放出ノイズ信号VB1(t)を生じる。B0による放出とB1による放出の間の統計的独立性によって、B0とB1両方の存在がもたらされ、合計のスピン磁気共鳴推移確率PSR=PB0+PB1となり、および結合スピン磁気共鳴放出ノイズ信号は、VSR(t)=VB0(t)+VB1(t)となる（図２）。正しく解析されているならば、このVSR(t)のスピン磁気共鳴放出ノイズ信号の時間系列は、スピン推移確率、緩和時間、共鳴スペクトルなどにおいて、豊富で詳細な情報を明らかにする。
推移確率Pは二つのエネルギーレベルの間の推移率を統治する（図２）。Pの寸法は、1/秒であり、その逆数は緩和時間T（秒）、すなわちT=1/Pである。PB0の逆数は、スピン格子緩和時間T1であり、PB1の逆数は緩和時間TB1（TB1はスピンスピン緩和時間T2ではない）であり、およびPSRの逆数は緩和時間TSRである。PSR=PB0+PB1なので、よって、1/TSR=1/T1+1/TB1となる（図２）。
高エネルギーレベルでのスピン数密度がnhであり、およびその対応する推移確率がPである場合、高レベルから低レベルまでの推移の数は1秒につきnh×Pと等しい。次に共鳴放出力W(t)は、W(t)= hv0nhPとして表されうる。ここではhおよびv0はプランクの定理およびラーモア周波数を表す。W(t)はノイズ電圧V(t)の二乗と釣り合う。従って、上昇するPはより大きな共鳴ノイズ信号V(t)を引き起こす。
磁場B0および温度Tが変化しない限り、確率PB0およびスピン格子緩和時間T1は定数に留まる。下記のように磁場B1が適用されると、確率PB1はB1の二乗によって変化する。RF磁場B1と比べて、静磁場B0はそのスピン推移確率PB0の上昇または下降に対し非常に穏やかに作用する。
ラーモア周波数のB1刺激されたゼーマン推移確率は、PB1によって表される。磁場B1が磁場B0よりずっと弱いと（これは常にＮＭＲおよびＭＲＩの場合である）、スピンアンサンブルのエネルギーハミルトニアン上でのその影響は、摂動として考えられることができる。その後、標準量子学的摂動論理は適用され、結果としてスピンスピン緩和時間T2および磁場B1がB1刺激された推移確率PB1に関連して表される（参考文献９、１０）
［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］
静磁場B0と逆RF磁場B1の両方がラーモア周波数で適用されると、統計的独立性のため、合成スピン磁気共鳴推移確率はPSR=PB0+PB1となる。従って、緩和時間に関しては、
［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。
方程式（３）は、演繹的な既知磁場B1、量TSR、および緩和時間T1およびT2の関係を確立する、本発明の主となる方程式である。B0とB1の両方が出現するとき、合成スピン磁気共鳴信号は、VSR(t)= VB0(t)+VB1(t)となる。ノイズ信号VB0(t)は緩和時間T1の情報を含み、ノイズ信号VB1(t)は緩和時間T2の情報を含む。緩和時間がTSRである結合された連続的定常ランダムノイズ信号VSR(t)は、T1とT2両方の情報を含む。
VB0(t)またはVB1(t)またはVSR(t)= VB0(t)+VB1(t)を表す、固定時間信号V(t)を仮定すると、その自己相関関数R(t)は以下のように定められる：
［数式４］
R(t)は実数値の偶数関数であり、R(t)=R(-t)である。この自己相関関数の後、信号V(t)のパワースペクトルS(υ)および緩和時間Tは、二つの数学的理論から厳密に求められることが可能である。
時間関数V(t)のパワースペクトルS(υ)を提示するウィーナー・ヒンチン論理は、その自己相関関数R(t)のフーリエ変換である（参考文献１１、１２）。
［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］
時間関数V(t)の緩和時間Tと、その自己相関関数R(t)（１３,１４）の関係を定義するボーン・ウォルフ論理は（１３、１４）は、
［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。
スピン緩和時間T1およびT2に加えて、スピン数密度ρ
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。
上記の七つの方程式（１／２、３、４、５、６、７、および８）は本発明のデータ解析およびデータ整理の基礎を構築する。つまり、その自己相関関数R(ｔ)またはパワースペクトルS（ｖ）を取得するために、核磁気共鳴ノイズ信号VSR(t)の取得後、核磁気共鳴パワースペクトルS(υ)、共鳴周波数υ0、スピン数密度ρ、そして緩和時間TSRは、全て方程式（１／２、５、６、７、および８）を生かして正確に計算されることが可能である。磁場B1(B1=0)なしでは、VSR(t)=VB0(t), PSR=PB0, TSR=TB0=T1であり、磁場B1では、VSR(t)=VB0(t)+ VB1(t)である。その後方程式（３）に従い、TSR はT1およびT2によって決まる。二つの異なるB1の値（一つのB1は０と等しくなりうる）での二組の測定は、二つのTSR、二つの方程式（３）を産出し、それらはT1およびT2のために同時に解かれることが可能である。
ここで上記の方程式および手順から計算されるパラメーターρ、T1およびT2は、それらの“真値”である。これらはパルスＮＭＲ／ＭＲＩのいわゆる“加重” T1、T2 、またはρ戸は異なる。
方程式（７）は実際に、信号V(t)の緩和時間Tをその自己相関関数R(t)から計算するための唯一の式ではない。同じタスクを伴う他の数学形式があるはずである。例として、グッドマン（１５）は次の式を使用して緩和時間Tを定める。
［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。
１．逆RF（無線周波数）磁場B1
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。
クロスカップリングによってレシーバーコイルに直接堆積されるB1磁場力の比に加え、RF磁場B1による第二の影響のある可能性がある。トランスミッターコイルによってもともと生じるB1磁場は、サンプル量にいくらかの電磁波による障害を引き起こしうる。これら障害部分がレシーバーコイルに第二UB1誘導を逆送りする可能性がある。以下の説明でUB1が言及される場合は常に、直接および第二の影響からのこれらUB1の和を意味する。
２．核磁気共鳴ランダム放出のためのレシーバーコイル
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。
３．連続的精密ＮＭＲおよびＭＲＩの説明
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。
一般的に、上記のパラメーターはサンプル量での位置x、y、およびzであり、ゆえに一次元、二次元、三次元画像を要する。ＮＭＲの適用のサンプルは通常、サンプル量全体に同次であり、量中においてこれらのパラメーターを自由に様々に提供する。
３−１．核磁気共鳴スペクトロスコピー（ＮＭＲ）
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。
図４は、ＮＭＲの適用でのデータ生成、取得、および整理のフローチャートである。ブロック２０は、磁場B0マグネット、逆（x‐y面において）磁場B1（ブロック２２）のためのRFトランスミッターコイル、およびレシーバーコイルなどの、ＮＭＲ機械を含む。試験中のサンプルは均質な静磁場Ｂ0に設置される。ここではいずれの画像もスピン定位も必要とされないため、勾配磁場はない。図４のブロック２０には、上記および図３ａおよび３ｂに示される二つのレシーバーコイルセットがある。サンプルを静磁場B0に設置した後、サンプルでスピンの磁気共鳴放出が自然に生じ、およびそれにより、二つの信号Va(t) とVb(t)が二つのコイルセットのそれぞれの端末で発生する。電気機器１４にはVa=VSRa+ Vna+UB1a、電気機器１６にはVb=VSRb+Vnb+UB1bである。電気機器１４および１６（電気機器１４と１６は同一）を分かれて通過した後、Va(t) とVb(t)は相関のため、自己／相互相関器２４で接触する。相関器２４は、VSRとUB1のためには自己相関器として作用し、VSRa=VSRbおよびUB1a=UB1bなので、UB1のVSR+RB1(t)の自己相関関数R'(t)= RSR(t)を産出する。 統計的に独立するVna(t) とVnb(t)のためには、相関器２４は相互相関器として作用し、相関関数Rn(t)≒０を産出する。従って、R'(t)=RSR(t)+RB1(t) +Rn(t) ≒RSR(t)+RB1(t)である。ＮＭＲの適用にはRSR(t)のみが必要とされる。RB1(t)と残りのR N （ｔ）はR'(t)から取り除かれなければならない。これが図４の修正ブロック２６のタスクである。修正ブロック２６の入力は汚染された自己相関R’(t)であり、相関後はその出力はR(t)= RSR(t)となる。これは静磁場B0およびRF磁場B1がいずれも存在するときの場合である。RF磁場B1が適用されないときは、UB1(t)=0となり、およびRB1(t)はないので、修正ブロック２６は不必要となる可能性がある。
R(t) が得られたら、ウィーナー・ヒンチン論理方程式（５）および方程式（６）は核磁気共鳴スペクトルS(υ)および核磁気共鳴周波数υ0を産出する。方程式（７）は緩和時間TをR(t)から正確に計算し、および方程式（８）はスピン数密度ρを前方へ移動させる。
S(υ)、ρ、およびT1のみが要求される場合、上記の手順でのRF磁場B1は適用される必要がない。B1がないと、S(υ)、ρ、およびT1は一式の測定から出る。一方、緩和時間T2も必要な場合、異なるB1値（二つのB1値の一つは０に設定されうる）で二つのR(t) 生成するため、上記の手順は二回繰り返される。二つのR(t)は方程式（７）により二つのTSRを産出する。これら二つのTSRを使用して、一つは第一B1および一つは第二B1のための、二つの方程式（３）を解くことにより緩和時間T1およびT2が同時に得られることが可能である。
トランスミッターコイルで確立されるこの逆RF磁場B1は、サンプル量全体にわたって均一でなければならない。それは連続的な定常状態のRF磁場B1であり、その帯域幅は核磁気共鳴放射線の帯域幅よりずっと広く、例として１〜２桁広くなければならない。
ＲＦ磁場Ｂ １ が印加される場合、その必要強度は、スピンジャイロ磁気比γ、スピンの評価緩和時間Ｔ１およびＴ２、並びに、方程式（３）、に応じて選択することができる。通常、ＮＭＲで接触する緩和時間T1およびT2には、非常に小さい磁場B1 が必要とされる。
３−２．核磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）
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。
一次元画像用について図５ａに概念的に説明されるように、調査中の前記サンプルにおいて、この種の装置は高さzおよび厚さΔzの薄片５２にロッド状の細長い塊５０を磁気的に区分する。この細長い塊のそれぞれのy座標のボクセルが固有の磁場Be= Be(y)に、および続いて対応する核磁気共鳴周波数νｅ(y)＝γ×[B0+ Be(y)]/2πに割り当てられるよう、塊の縦長のy寸法、単調増加（または減少）に沿って、z方向周波数エンコード磁場Be(y)（図５ｂでは５４）が装置によって作られる。このように、この塊のそれぞれおよびすべてのボクセルは、その固有のスピン放出周波数νe(y)によって定置されることが可能である。ゆえに一次元共鳴映像法は実現される。この細長い塊を薄片５２全体へと滑らせると、二次元映像を生成し、同様のやり方で薄片の様々な高さzで滑らせると三次元映像を生成する。二次元または三次元画像も、二次元または三次元スピン空間位置決め磁場Ｂ ｅ を直接利用して構築することができる。
図６はＭＲＩの適用の図表を示す。図４のＮＭＲの適用と同様に、ブロック６０は、非スピンノイズVn(t)とB1のクロスカップリング電圧UB1 (t)に沿って電気機器６２および６４（電気機器６２と６４は同一）に供給される、二つの同一の核磁気共鳴放出ノイズ信号VSRa(t) とVSRb(t)を誘導するため、サンプル（図３）を包囲する二つのレシーバー（検出）コイルセットを含む、ＭＲＩ機械である。
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。
フーリエ変換の直線性、およびk=1、2、..., N （Ｎ＝画像に含まれるスピンボクセルの合計数）であるk論理ボクセルの全ての核磁気共鳴放出ノイズ信号VSRk(t)の統計的独立性により、R(t)はVSRk(t)の全ての構成自己相関関数Rk(t)の和である。Rk(t)はそれぞれ、ボクセルの位置ykとBe(yk)によって決まる固有の搬送周波数υkを有する。この事実によって図６の多チャンネル帯域通過フィルター７０が可能になる。フィルター７０の出力は、k=1、2、..., Nであるk論理スピンボクセルそれぞれのためにRk(t)が分けられる。T1kとT2k、およびρkは次に、ＮＭＲの項で説明されたものと同様の手順と方程式を使用してRk(t)から求められることができる。T1k= T1(yk)、T2k= T2(yk)、およびρk=ρ(yk)であり、これは一次元映像である。この一次元映像の空間分解能Δyは、磁場Be(y)の勾配および多チャンネル帯域幅Δυによって決まり、Δy=2πΔυ(dy/γdBe)である。
前述したように、得られたT1、T2、およびρは真値であり、従来のパルスＮＭＲ／ＭＲＩで見られる“加重”値ではない。当然、これらの真値T1、T2、およびρは、事前に割り当てられた混合比を使っていずれの“加重”映像を形成するため混合されることが可能である。
図４および図６ではともに、ブロックに示される電気機器１４、１６および６２、６４は増幅器、混合器などを含む。A／D変換器もまた含まれることが可能であり、あるいはどこか別のところに設置されてもよい。ＲＦ磁場Ｂ １ が印加される場合、その必要強度は、スピンジャイロ磁気比γ、スピンの評価緩和時間Ｔ １ およびＴ ２ 、並びに、方程式（３）、に応じて選択することができる。 １ Hを利用する医療用MRIでは、極端に低いRF磁場B １ ,例えば０．０１ガウスより低い値で十分である。
４．単一セットのレシーバーコイルを使用する連続的精密ＮＭＲ／ＭＲＩ
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７ａ〜７ｃは、三つの可能な、単一レシーバーコイルセットを利用した具体例を描く。ＮＭＲ／ＭＲＩ信号は図７ａ〜７ｃのレシーバーコイル７４、７６、または７８から来る。他の機能ブロックは図４および図６と同じである。ブロック８２に続くこれらのブロックは図７ａ〜７ｃには図示されないが、NMR用の図４及びMRI用の図６におけるR”(ｔ)のためのR’(ｔ)の修正”に続くブロックと同じである。
これら三つの実施例に潜在する原理は、図４および６の二重レシーバーコイルを使用するものと同様である。
図７ａの実施例はもっとも単純であるが、相関器８０はコイル自体およびすべての電気機器で発生する非スピンランダムノイズ信号を排除することができない。非信号電圧の影響は相関ブロック８２で除去される。７ｂの実施例ではコイル自体および前置増幅器からの非スピンノイズ信号を排除することはできないが、電子機器８８と９０からの全ての電子ノイズは相関器９２で排除される。７ｃの実施例ではコイル自体で発生するいずれの非スピン信号電圧を排除することはできないが、電気機器８８および９０からの全ての電子ノイズは相関９２で取り消される。図７ｂでは、直路と経路９４と経路９６の間の路長差を補正するため路長調節が必要とされる。この補正をしないと、最大R’(t)はt = 0から少し離れて出現しうる。
５．スピン磁気共鳴放出相関R(t)のための相関R’(t)の修正
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。
自己相関関数はR’(t)=R(t)+ Rn(t)である。 R(t)とRn(t)はランダム（または決定論的な）信号V(t) および他のランダム（または決定論的な）信号Vn(t)の自己相関関数をそれぞれ表す。 V(t)はVn(t)から統計的に独立している。一般性を失わずに、さらにVn(t)のスペクトル帯域幅がV(t)のスペクトル帯域幅よりずっと広く、例えばV(ｔ)のスペクトル帯域幅より１〜２桁広いと仮定する。従って、緩和時間とスペクトル帯域幅の相互関係の不等式（参考文献１３）によれば、Rn(t)はR(t) のダンピングオフ率（または緩和時間）よりずっと短く、例えば１〜２桁短くなる。
図８ａ〜８ｃはこれらの特徴を示す。図８ａおよび８ｂはV(t) の曲線R(t)およびVn(t)の曲線Rn(t)を描く。正の半分の包絡線のみが明確に描かれている。図では、V(t)には緩和時間= 0.1 秒、およびVn(t)には緩和時間=0.0002秒である。従って、Rn(t)のダンピングオフ率はR(t)より５００フォールド早い。t ~ 0.0015秒では、R(t)は実質的にR(0)と等しいが、Rn(t)は意図的にRn(0)=100×R(0)に設定しているけれども、すでに０に漸近線である（図８ｃ）。図８ｃでは、曲線１(a’-b’-c-d-e)は測定データから求められたR(t)+Rn(t)であり、曲線２(a-b-c-d-e)はR(t)―曲線１から抽出されるべきであるもの―である。（座標のメモリは図８ａおよび図８ｂでは非常に異なることに注意）。曲線１と２の重大な差異は、t = 0の周辺で急速に近接するところで生じる。
従って、以下のように三ステップ修正手順が実行される。
（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。
上記の説明では、V(t)は核スピン磁気共鳴放出信号VSR(t)を表し、Vn(t)は全ての非スピンノイズV N (t)に加えてB1関連UB1 (t)を表す。ＮＭＲおよびＭＲＩでは、スピン信号VSR(t)の帯域幅は非常に狭く、電子機器ノイズV N (t)の帯域幅はスピン信号VSR(t)の帯域幅より、容易に数桁広くなり、ゆえに、UB1(t)の帯域幅はスピン信号VSR(t)の帯域幅より意図的に数桁広くすることができる。
６．連続的精密ＮＭＲおよびＭＲＩの二つの特別な特徴
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。
他の有利な特徴はＮＭＲの適用で見られる。連続的操作特性により、核磁気共鳴放出ノイズ信号は、原理的には、時間制限なく中断されずに測定されることが可能である。早いフーリエ変換により、スペクトルのスペクトル分解能は測定時間の利用可能な長さと比例して釣り合う。従って、例として、100または1000秒長さの信号はそれぞれ、0.01または0.001ヘルツ分解能の結果をもたらしうる。そのような超微細分解能はＮＭＲ研究において非常に有益である。
７．連続的精密ＥＳＲ
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。
１曲線
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
（参考文献）
（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)

  1. ・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。
  2. ・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。
  3. ・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。
  4. ・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。
  5. 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。
  6. 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。
  7. 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。
  8. 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。
  9. 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。
  10. 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。
  11. 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。
  12. 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。
  13. 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。
  14. 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。
  15. 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。
  16. 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。
  17. 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。
  18. 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。
  19. 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。
  20. 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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