JP6130861B2 - 生体磁気共鳴装置及びその測定方法 - Google Patents

Description

本発明は、極低磁場核磁気共鳴方法に関するものとして、より詳細には、外部励起磁場を生体振動磁場に代える極低磁場核磁気共鳴方法に関する。

心筋の回帰性興奮（ｒｅｅｎｔｒｙ ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ）または離巣性興奮（ｅｃｔｏｐｉｃ ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ）は、多くの心臓疾患を起こす原因になる。このような心筋の伝導異常は、脳卒中の原因になる心房不整脈、頻脈、及び心不全などに発展する。また、心筋の伝導異常は、心停止による心臓突然死を起こす心室細動のメカニズムでもある。従来、このような心筋の伝導異常を検出するために太ももの大動脈又は大静脈を通じてカテーテル電極を挿入して、心内膜電位（ｅｎｄｏｃａｒｄｉａｌ ｐｏｔｅｎｔｉａｌｓ）の位置を変えながらを一つ一つ測定した。または、開胸手術の時、心外膜に多チャンネル電極パッチなどを附着して測定した。非侵襲的な方法としては、胸郭及び手足に多数の電極を付けて電位を測定する心電図と、ＳＱＵＩＤ（Ｓｕｐｅｒｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇ Ｑｕａｎｔｕｍ Ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ Ｄｅｖｉｃｅ）や原子磁力計のような超高感度磁気センサを用いて心筋電気活動を測定する心磁図などの方法がある。

本発明が解決しようとする技術的課題は、生体磁場を用いて核磁気共鳴信号を測定し、映像化することにある。

本発明の一実施例による極低磁場核磁気共鳴測定方法は、人体の器官の機能的連結性に関連して発生する周期的なコヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場の振動周波数をラーモア（Ｌａｒｍｏｒ）周波数とする第１測定バイアス磁場を印加する段階と、前記第１測定バイアス磁場と同一の方向を有し、異なる大きさを有する第２測定バイアス磁場を印加する段階と、前記人体で発生する磁気共鳴信号の周波数を前記第２測定バイアス磁場の印加によって生体磁場の振動周波数から分離し、その信号を磁場測定手段を用いて測定する段階と、を含む。

本発明の一実施例において、前記コヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場は、前記第１測定バイアス磁場に垂直な平面に成分を有する。

本発明の一実施例において、事前磁化手段を用いて、前記人体を事前磁化させる事前磁化磁場を印加する段階と、測定前に前記事前磁化磁場を非活性化する段階と、をさらに含む。

本発明の一実施例において、前記事前磁化磁場の方向は、前記第１測定磁場の方向と一致する。

本発明の一実施例において、前記第１測定バイアス磁場の陽子磁気共鳴周波数が前記コヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場の振動周波数と一致するように前記第１測定バイアス磁場の大きさをスキャンする段階をさらに含む。

本発明の一実施例において、前記磁場測定手段は、超伝導量子干渉素子又は光ポンピング原子磁力計である。

本発明の一実施例において、傾斜磁場を前記人体に提供する段階をさらに含む。

本発明の一実施例において、前記傾斜磁場は、共鳴領域選択傾斜磁場、グラジエントエコ（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｅｃｈｏ）磁場、及び映像用エンコーディング傾斜磁場のうち少なくとも一つを含む。

本発明の一実施例において、前記共鳴領域選択傾斜磁場は、第１共鳴領域選択傾斜磁場、第２共鳴領域選択傾斜磁場、及び第３共鳴領域選択磁場のうち少なくとも一つを含み、前記第１共鳴領域選択傾斜磁場、前記第２共鳴領域選択傾斜磁場、及び前記第３共鳴領域選択磁場は、相異なる方向に対する傾斜磁場を提供し、前記共鳴領域選択傾斜磁場は、前記第２測定バイアス磁場が印加される前に印加される。

本発明の一実施例において、前記共鳴領域選択傾斜磁場の大きさと前記第１測定磁場の大きさとの和は、前記コヒーレント生体磁場の振動周波数に対応するように、前記共鳴領域選択傾斜磁場の大きさがスキャンされる。

本発明の一実施例において、前記グラジエントエコ（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｅｃｈｏ）磁場は、第２測定バイアス磁場が印加された後印加され、前記グラジエントエコ（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｅｃｈｏ）磁場は、連続的に形成された第１グラジエントエコ磁場及び第２グラジエントエコ磁場を含み、前記第１グラジエントエコ磁場は、第２グラジエントエコ磁場と互いに反対方向である。

本発明の一実施例において、前記エンコーディング傾斜磁場は、第２測定バイアス磁場が印加された後印加され、前記エンコーディング傾斜磁場は、第１エンコーディング傾斜磁場及び第２エンコーディング傾斜磁場のうち少なくとも一つを含み、前記エンコーディング傾斜磁場は、周波数インコティン又は位相エンコーディングのうち少なくとも一つを行う。

本発明の一実施例による極低磁場核磁気共鳴測定方法は、人体の器官の機能的連結性に関連して発生する振動周波数を有するコヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場が第１測定バイアス磁場によって歳差運動する陽子と磁気共鳴するように共鳴領域を選択する段階と、第１測定バイアス磁場と同じ方向を有し、異なる大きさを有した第２測定バイアス磁場下で選択された共鳴領域に対して、空間イメージングする段階と、を含む。

本発明の一実施例において、前記共鳴領域を選択する段階は、事前磁化磁場を印加して人体を事前磁化させる段階と、前記事前磁化磁場の方向と同一の方向を有し、空間的に均一な第１測定バイアス磁場を印加して陽子を歳差運動させる段階と、第１測定バイアス磁場と同一の方向を有し、空間的に傾きを有する共鳴領域選択傾斜磁場を印加する段階と、第１測定バイアス磁場又は共鳴領域選択傾斜磁場によって歳差運動する陽子が前記コヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場と磁気共鳴して所定の空間又は領域で励起される段階のうち少なくとも一つを含む。

本発明の一実施例において、前記空間イメージングする段階は、前記第１測定バイアス磁場と同じ方向を有し、相異する大きさを有する第２測定バイアス磁場を人体に印加する段階と、グラジエントエコを形成するように第１グラジエントエコ磁場及び第２グラジエントエコ磁場を連続的に印加する段階と、前記第１グラジエントエコ磁場が印加されている間、エンコーディング傾斜磁場を印加する段階と、前記第２グラジエントエコ磁場が印加されている間、グラジエントエコ信号を測定する段階のうち少なくとも一つを含む。

本発明の一実施例において、エンコーディング傾斜磁場は、位相エンコーディング傾斜磁場及び周波数エンコーディング傾斜磁場のうち少なくとも一つを含む。

本発明の一実施例による極低磁場核磁気共鳴装置は、磁気遮蔽手段と、前記磁気遮蔽手段の内部に配置される測定対象に近接して配置された磁場測定手段と、人体の器官の機能的連結性に関連して発生するコヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場の振動周波数と一致するように陽子磁気共鳴周波数に対応する第１測定バイアス磁場を印加し、連続的に前記第１測定バイアス磁場の大きさを変更して第２測定バイアス磁場を印加する測定バイアス磁場発生手段を含み、前記磁場測定手段は、前記測定対象から発生される磁気共鳴信号を測定する。

本発明の一実施例において、前記測定対象を事前磁化させる事前磁化手段をさらに含む。

本発明の一実施例において、前記測定対象に傾斜磁場を提供する傾斜磁場発生手段をさらに含む。

本発明の一実施例において、傾斜磁場発生手段は、共鳴領域を選択する共鳴領域選択傾斜磁場発生手段と、グラジエントエコ信号を発生させるグラジエントエコ傾斜磁場発生手段と、エンコーディング傾斜磁場を発生させるエンコーディング傾斜磁場発生手段のうち少なくとも一つをさらに含む。

本発明の一実施例において、前記第１測定バイアス磁場をスキャンする。

本発明の一実施例による脳の機能連結性測定方法は、脳の機能連結性を検出するために、極低磁場核磁気共鳴装置を用いて人体の脳で特定の周波数のコヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場によって共鳴された陽子から発生する磁気共鳴信号を測定して空間的に映像化する。

本発明の一実施例による脳の機能連結性測定方法は、脳の機能連結性を検出するために、極低磁場核磁気共鳴装置を用いて人体の脳で特定の周波数のコヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場によって共鳴された陽子から発生する磁気共鳴信号を測定して空間的に映像化する。この脳の機能連結性測定方法は、脳の機能的連結性に関連して脳波磁場の振動周波数をラーモア（Ｌａｒｍｏｒ）周波数とする第１測定バイアス磁場を印加する段階と、前記第１測定バイアス磁場と同一の方向を有し、異なる大きさを有する第２測定バイアス磁場を印加する段階と、前記脳から発生する磁気共鳴信号の周波数を前記第２測定バイアス磁場の印加によって脳波磁場の振動周波数から分離し、その信号を磁場測定手段を用いて測定する。

本発明の一実施例による核磁気共鳴測定方法は、非接触、非破壊的であり、優れた時間及び空間分解能を提供することができる。したがって、脳又は心臓の内部で起こる活動電流の微細な変化を精密に測定することができる。これによって、脳又は心臓などの機能研究及び機能的疾患の診断に用いることができる。

発明の一実施例による心筋磁場又は生体磁場を説明する図面である。 生体磁場を用いる極低磁場核磁気共鳴装置を説明する図面である。 図２の極低磁場核磁気共鳴装置を詳しく説明する図面である。 図３の極低磁場核磁気共鳴装置のパルスシーケンスを示す図面である。 本発明の一実施例による極低磁場核磁気共鳴装置の動作原理を説明する図面である。 シミュレーションの状況を示す図面である。 １０Ｈｚ成分は、回帰性興奮の心磁図（ＭＣＧ）の信号であり、１００Ｈｚの信号がＨＭＲのＦＩＤ信号である。 ＨＭＲの周波数選択図を示す図面である。 各点（ｖｏｘｅｌ）での磁化挙動がＳＱＵＩＤセンサに測定される磁場の大きさを示すシミュレーション結果である。 本発明の他の実施例によるパルス列を説明する図面である。 本発明の他の実施例によるパルス列を説明する図面である。 本発明の他の実施例によるパルス列を説明する図面である。 本発明の他の実施例によるパルス列を説明する図面である。 本発明の他の実施例による核磁気共鳴測定方法を説明する図面である。 本発明の一実施例による核磁気共鳴測定方法を説明する流れ図である。 本発明の一実施例による核磁気共鳴測定方法を説明する流れ図である。 本発明の他の実施例による核磁気共鳴測定方法を説明する流れ図である。

生体磁場は、人間の心臓、脳、脊髄、胃などから発生する磁気信号である。高感度磁気センサで測定する。生体磁気測定を用いた診断は、非接触、非破壊的であり、優れた時間と空間分解能を提供する。したがって、脳又は心臓の内部で起こる活動電流の微細な変化を精密に測定する。これによって、脳又は心臓などの機能研究及び機能的疾患の診断に用いる。

生きている人間の脳を診断して研究するために、初期には解剖学的変化が観察された。以後、脳機能の局地化及びマッピングを試みた。そのうえ、解剖学的連結性の研究が進められた。現在は、高次脳認知機能の研究のために、脳機能の連結性研究の重要性が台頭している。脳の関心研究テーマに合わせて、測定に適した非侵襲的研究装備が開発されてきた。

解剖学的変化は、Ｘ−ｒａｙ、ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）、ＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）を使用して観察された。機能局地化は、脳磁図（ｍａｇｎｅｔｏｅｎｃｅｐｈａｌｏｇｒａｐｈｙ；ＭＥＧ）、ｆＭＲＩ（ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ ＭＲＩ）、ＰＥＴ（ｐｏｓｉｔｒｏｎ ｅｍｉｓｓｉｏｎ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）を使用して観察された。解剖学的連結性は，ＤＴＩ（Ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ ｔｅｎｓｏｒ ｉｍａｇｉｎｇ）を使用して観察された。しかし、脳機能の連結性（ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ ｃｏｎｎｅｃｔｉｖｉｔｙ）を直接測定できる装備は、まだ開発されていなかった。

ｆＭＲＩとＰＥＴは、脳神経活動に従う生化学的情報（間接的情報）を測定し、低い時間解像度を有し、実際の神経活動の位置と空間的不一致を提供する。

脳電図（ｅｌｅｃｔｒｏｅｎｃｅｐｈａｌｏｇｒａｍ；ＥＥＧ）とＭＥＧは、逆問題解法による脳神経電流源の位置情報の間接的推定であり、大脳皮質の活動分析にのみ適合し、深い位置の神経活動で低下した測定感度を有する。

Ｄｅｅｐ ＥＥＧと皮質電図（ｅｌｅｃｔｒｏｃｏｒｔｉｃｏｇｒａｍ；ＥＣｏＧ）は、頭蓋骨に穿孔して電極針を挿入するか、又は脳表面に電極を侵襲的に付け、部分情報のみを得る。

ＤＴＩ（ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ ｔｅｎｓｏｒ ｉｍａｇｉｎｇ）は、脳の機能（ｆｕｎｃｔｉｏｎ）でなく、解剖学的な連結を映像化して、脳機能の空間的連結関係が直接的に分からない。
本発明の一実施例による極低磁場磁気共鳴装置は、人体器官の機能連結性の測定を提供する。極低磁場脳磁気共鳴（ｂｒａｉｎ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ；ＢＭＲ）装置は、脳機能の連結性を直接測定する。神経の機能的連結性に関連して発生するコヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）脳波は、コヒーレント生体磁場を形成する。前記コヒーレント生体磁場（コヒーレント脳内磁場）は、陽子と共鳴する。これによって、非侵襲的にコヒーレントした脳波の分布マッピング及び脳の機能的連結性を直接測定する。

脳の機能的連結性に関連して、身体の一部に外部刺激を加えるか、又は身体の一部を動かすうちに、コヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）脳波は、コヒーレント生体磁場、又はコヒーレント生体磁場の空間イメージングが測定される。このようなデータを基に、脳の機能的連結性が抽出される。このようなデータに基づいて、医師が手術を施行する場合、脳の機能的連結性のある部位は除去されない。脳の機能的連結性を映像化して、健常者と非健常者が分類される。

外部測定磁場をｕＴ（マイクロテスラ）水準に下げると、脳の核磁気共鳴周波数は、脳神経電流の集団的興奮から発生するコヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）脳波のコヒーレント生体磁場の周波数と一致する。また、ＭＲＩ ｇｒａｄｉｅｎｔ技法を用いてコヒーレントした脳波の機能連結性分布が映像化される。また、測定された信号は、測定バイアス磁場を非断熱的に変更して生体磁場による成分を除去する。

ＭＲＩによる脳神経電流直接測定のアイデアは、１９９９年Ｂｏｄｕｒｋａによって提示され、２００７年になってＰａｒｋｅｓなどによって高磁場（１.５Ｔ超過）状況で実験が行われた。しかし、高磁場上でのヘモグロビンの透磁率変化によるＮＭＲ信号（２％）が神経電流によるＮＭＲ脱位相（ｄｅｐｈａｓｉｎｇ）効果（２％−０.００２％）を隠すほど大きい。したがって、脳神経電流の直接測定が現実的に難しい。

ＳＱＵＩＤ（ＳＱＵＩＤ）などの超高感度磁気センサを用いた低磁場（１−１００ｕＴ）ＮＭＲを用いれば、透磁率変化効果を無視することができる。また、実際、脳神経のパルス列（ｐｕｌｓｅ ｔｒａｉｎ）の発生周波数である数ｋＨｚで核磁気共鳴を用いる。したがって、ＮＭＲ脱位相（ｄｅｐｈａｓｉｎｇ）信号を極大化して測定することが可能である。

本発明の一実施例によると、脳神経電流の代わりに、脳神経の集団的な活動である自発脳波などコヒーレント脳波のコヒーレント生体磁場は、脳波発生部分周辺の陽子（ｐｒｏｔｏｎ）の核磁化と共鳴する。この共鳴信号を測定して、脳波の分布及び連結性が直接的にイメージングされる。したがって、ｆＭＲＩ、ＭＥＧなどの間接性及び測定限界は、解消される。コヒーレント脳波の持続時間が数秒以上であり、実際にコヒーレント脳波の位相差で脳の機能的連結の因果関係（ｃａｕｓｕａｌｉｔｙ）が研究される。したがって、コヒーレント脳波の空間的分布をイメージングすることによって、直接的に脳の機能的連結性を探求することが可能である。

本発明の一実施例による測定方法は外部磁場がｕＴ水準に低下することによって、既存のテスラ（Ｔｅｓｌａ）水準のＭＲＩで見えるヘモグロビン透磁率変化などの諸般人工欠陥（ａｒｔｉｆａｃｔ）を無視する。

既存のＮＭＲでは、誘導コイルを使用して信号を測定するため、外部磁場が低くなって周波数が減少すると、誘導信号が減少する。しかし、本発明の一実施例による測定方法は、ＳＱＵＩＤセンサや原子力計方式の超高感度磁気センサは、外部磁場ｕＴ級の周波数帯域（１０Ｈｚ−数ｋＨｚ）でも感度低下がない。

脳磁図で測定される信号は、信号源から数ｃｍ離れた場所の信号であるため、磁場の大きさが微弱であるが（１００ｆＴ−１ｐＴ）、神経興奮が起こる位置のすぐ近くの陽子（ｐｒｏｔｏｎ）に加える生体磁場の大きさは数百倍強い。したがって、本発明の一実施例による測定方法は、十分に核磁気共鳴現象を起こすことが可能である。

神経電流発生から出る生体磁場の振動周波数が測定バイアス磁場による核磁化の磁気共鳴周波数と一致すると、磁気共鳴信号から直接的な脳神経の活性を測定することが可能である。

コヒーレント脳波の発生から出る生体磁場が一定時間続する場合、測定バイアス磁場に加減される効果によって磁気共鳴信号の位相変化を発生するため、位相変化の測定を通じて脳神経の活性を測定することが可能である。

人体内部の陽子（ｐｒｏｔｏｎ）の緩和時間は、１秒ほどであるため、核磁化は、別途の数十ｍＴ級の電磁石を用いて生成する。

測定バイアス磁場方向に垂直な方向に振動する脳神経生体磁場は、磁化の強さの変化を起こし、測定バイアス磁場方向に水平な方向のＤＣの磁場は、磁化の歳差周波数の変化を起こす。したがって、平均ゼロ（ｚｅｒｏ−ｍｅａｎ）の振動脳波である自発脳波反応はおろか、脳卒中の場合観察されて、最近話題になっている脳波のＤＣレベル変化もまた測定することが可能である。

外部傾斜磁場を印加することによって、例えば、空間的な磁気共鳴周波数の分離ができるため、脳神経電流の空間的分布をイメージングすることが可能である。

例えば、外部傾斜磁場を印加して特定の共鳴領域を選択し、他の外部傾斜磁場を印加して周波数エンコーディング方式又は位相エンコーディング方式を使用して映像化が可能である。

極低磁場ＮＭＲを用いたコヒーレント脳波の脳磁気共鳴信号（ＢＭＲ）測定と既存の脳磁図の同時測定が可能であるため、両信号の相関性分析によって実際脳神経の動作機転及び連結性研究が可能である。
ＥＰ（ｅｌｅｃｔｒｏｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ）テストは、カテーテル（ｃａｔｈｅｔｅｒ）を使用した心筋電気活動（ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ ｅｌｅｃｔｒｉｃ ａｃｔｉｖｉｔｙ）を検査する。前記ＥＰテストは、人体内部にカテーテルを挿入して、心内膜（ｅｎｄｏｃａｒｄｉｕｍ）に電極を接触して測定する。この方法は、侵襲的（ｉｎｖａｓｉｖｅ）であり、常にその手術の危険性を内包する。特に、この方法の測定可能部位は、心内膜に限定される。また、大動脈、大静脈を通した場合、反対側の心房或いは心室には、隔壁に穿孔をしなくては電極の接近が不可能である。また、電極を正しい位置に置くために、患者や医師は、施術時間の間、放射線に被爆する負担がある。さらに、この方法は、それ自体では空間的情報を与えることができない。したがって、心筋電気活動の空間的マッピングのためには、別途の磁気的位置追跡装置などの手段が必要である。

心外膜（ｅｐｉｃａｒｄｉｕｍ）電極アレイの場合は、開胸手術（ｔｈｏｒａｃｉｃ ｓｕｒｇｅｒｙ）の大きな負担があり、電極の附着など高度の技術を要するため、手術後の予後観察（ｆｏｌｌｏｗ−ｕｐ ｄｉａｇｎｏｓｉｓ）などに活用が不可能である。

心電図（ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）又は心磁図（ｍａｇｎｅｔｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）を用いた心筋電気活動の空間的マッピングは、非侵襲的測定結果を用いるイルポズド（ｉｌｌ−ｐｏｓｅｄ）逆問題解法による電流源の推定である。したがって、境界条件（ｃｏｎｓｔｒａｉｎｔ）がよく定義されていない電流源又は深い電流源に対する推定誤差が非常に大きい。したがって、心電図又は心磁図は、臨床活用に限界がある。

本発明の一実施例による極低磁場核磁気共鳴測定方法は、心臓の回帰性波動（ｒｅｅｎｔｒｙ ｗａｖｅ）、異所性興奮（ｅｃｔｏｐｉｃ ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ）など心臓疾患に原因になる心筋活動を非侵襲的に測定し、局地化（ｌｏｃａｌｉｚｅ）する。したがって、前記測定方法は、心臓疾患研究、診断、及び治療に役立つ新たな医療装置の開発を提供する。

以下、添付した図面を参照して本発明の好ましい実施例を詳しく説明する。しかし、本発明は、ここで説明される実施例に限定されず、他の形態に具体化される。むしろ、ここで紹介される実施例は、開示された内容が徹底的且つ完全になるように、そして当業者において本発明の思想を充分に伝達できるように提供された。図面において、構成要素は、明確性を期するために誇張された。明細書全体にかけて、同一の参照番号で表示された部分は、同一の構成要素を示す。
図１は、発明の一実施例による心筋磁場又は生体磁場を説明する図面である。
図２は、生体磁場を用いる極低磁場核磁気共鳴装置を説明する図面である。
図３は、図２の極低磁場核磁気共鳴装置を詳しく説明する図面である。
図４は、図３の極低磁場核磁気共鳴装置のパルスシーケンスを示す図面である。

図１ないし図４に示すように、極低磁場核磁気共鳴測定方法は、人体の器官の機能的連結性に関連して発生する周期的なコヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場の振動周波数をラーモア（Ｌａｒｍｏｒ）周波数とする第１測定バイアス磁場を印加する段階、前記第１測定バイアス磁場と同一の方向を有し、異なる大きさを有する第２測定バイアス磁場を印加する段階、及び前記人体から発生する磁気共鳴信号の周波数を前記第２測定バイアス磁場の印加によって生体磁場の振動周波数から分離し、その信号を磁場測定手段を用いて測定する段階を含む。

極低磁場核磁気共鳴測定装置は、磁気遮蔽手段１１０、前記磁気遮蔽手段１１０の内部に配置される測定対象１７０に近接して配置された磁場測定手段１６０、並びに人体の器官の機能的連結性に関連して発生するコヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場Ｂ１の振動周波数ｆ１と一致する陽子磁気共鳴周波数に対応する第１測定バイアス磁場Ｂｍ１を印加し、連続的に前記第１測定バイアス磁場Ｂｍ１の大きさを変更して第２測定バイアス磁場Ｂｍ２を印加する測定バイアス磁場発生手段１４０を含む。前記磁場測定手段１６０は、前記測定対象１７０から発生する磁気共鳴信号を測定する。

心筋の回帰性興奮や異所性興奮は、周期的な特徴を有し、局所的であり、反復的な特徴を有する。つまり、心筋は、病変及び病巣に従って特定の周波数ｆｓを有して興奮する。興奮した部分（ｄｅｐｏｌａｒｉｚｅｄ ａｒｅａ）の心筋は、再分極（ｒｅｐｏｌａｒｉｚｅｄ）された他の部分と電位差を見せる。前記電位差は、ウェーブフロント（ｗａｖｅ−ｆｒｏｎｔ）を有し、心筋電流（Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ Ｃｕｒｒｅｎｔ；Ｉ）を発生させる。前記心筋電流Ｉ（t）は、コヒーレント生体磁場Ｂ１又は心筋磁場（Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｆｉｅｌｄ）を発生させる。前記心筋磁場Ｂ１の振動周波数ｆ１は、回帰性興奮や異所性興奮など心筋電気の興奮周波数と同一である。前記心筋磁場Ｂ１は、前記心筋電流Ｉ周囲の心筋を成す陽子に強い影響を与える。心筋電流源から距離が長くなることによってその影響も減少する。

特定の振動周波数ｆ１の前記心筋の磁場は、一般的磁気共鳴映像でのＢ１−ＲＦの磁場のように活用される。一般的磁気共鳴映像でのＢ１−ＲＦの磁場は、ＲＦ周波数を有していて、外部静磁場に垂直に配置され、外部静磁場に沿って歳差運動する陽子の磁化は、磁気共鳴によって外部静磁場方向から傾く（ｔｉｌｉｎｇ）。

磁気共鳴現象を空間的に分離して測定するなら、心臓の回帰性興奮や異所性興奮の位置を把握することが可能である。また、脳の脳波の位置や経路が分かる。

一方、一般磁気共鳴映像装置との差異は、マイクロテスラｕＴ水準の測定バイアス磁場Ｂｍと生体磁場Ｂ１の生体的発生現象を用いることである。

興奮された心筋周辺の水分などの陽子の磁気回転比（ｍａｇｎｅｔｏｇｙｒｉｃ ｒａｔｉｏ）による共鳴周波数は、約４２ＭＨｚ／Ｔである。例えば、見つけようとする発作性心房細動での回帰性波動の周波数が４２Ｈｚに該当すると仮定する。この場合、前記の周波数の心筋磁場又は生体磁場Ｂ１を吸収して磁気共鳴を起こすことができる測定バイアス磁場Ｂｍ（Ｂｉａｓ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｆｉｅｌｄ）の大きさ（ｍａｇｎｉｔｕｄｅ）は、約１マイクロテスラｕＴに該当する。生体磁場Ｂ１は、ｚ軸方向に形成される。

前記測定バイアス磁場Ｂｍ（Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ Ｂｉａｓ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｆｉｅｌｄ）下で振動周波数ｆ１の生体磁場Ｂ１を発生させる心筋周りの共鳴する陽子は共鳴陽子を形成する。また、ｆ１以外の周波数で興奮する心筋や、ｆ１の周波数で興奮する心筋から遠く離れた心筋の共鳴しない陽子は非共鳴陽子を形成する。前記測定バイアス磁場Ｂｍの強さは、既存のＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）の百万分の１ほど小さい。前記測定バイアス磁場Ｂｍの強さは、約５０マイクロテスラｕＴの地磁気よりも小さい。したがって、地磁気を除去するために、測定対象１７０は、磁気遮蔽手段１１０の内部に位置する。前記磁気遮蔽手段１１０は、磁気遮蔽室（ｍａｇｎｅｔｉｃａｌｌｙ ｓｈｉｅｌｄｅｄ ｒｏｏｍ）や能動磁気遮蔽装置（ａｃｔｉｖｅ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｓｈｉｅｌｄｉｎｇ）である。前記測定バイアス磁場Ｂｍは、前記生体磁場の方向（ｚ軸）に垂直なｙ軸に形成される。

また、弱い測定バイアス磁場Ｂｍで、陽子スピン（ｐｒｏｔｏｎ ｓｐｉｎ）の整列が難しい。したがって、実際測定される磁気共鳴信号の強さが非常に小さい。したがって、測定の開始前に事前磁化手段１５０を用いて強力な事前磁化磁場Ｂｐ（ｐｒｅ−ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｆｉｅｌｄ）を所定の区間Ｔ＿ｐの間発生させる。前記事前磁化磁場Ｂｐは、測定対象１７０を事前磁化させる。前記事前磁化磁場Ｂｐの方向は、前記測定バイアス磁場Ｂｍの方向と同一であることが好ましい。

強い事前磁化磁場Ｂｐによって、前記陽子は、事前磁化磁場Ｂｐ方向に整列され、前記測定対象１７０は磁化される。前記測定対象１７０は、人体又は人体の器官である。前記測定対象１７０は、心臓又は脳である。一方、測定バイアス磁場Ｂｍの大きさに該当する陽子の磁気共鳴歳差周波数（ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）が低い。したがって、測定信号の周波数に比例して信号が強くなる既存のコイルを用いたインダクティブ（ｉｎｄｕｃｔｉｖｅ）測定は、十分な強さの信号を提供できない。したがって、高感度の磁場測定手段１６０は、測定感度が信号の周波数に無関な超伝導量子干渉素子（ＳＱＵＩＤ）又は光ポンピング原子磁力計である。

測定バイアス磁場発生手段１４０は、前記測定バイアス磁場Ｂｍを生成し、通常の抵抗性コイルである。前記測定バイアス磁場発生手段１４０は、前記磁気遮蔽手段１１０の内部に配置される。前記測定バイアス磁場発生手段１４０は、その磁場の大きさを任意にスキャンする。したがって、測定バイアス磁場Ｂｍ（Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ Ｂｉａｓ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｆｉｅｌｄ）の強さ（Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ）は、測定しようとする心筋電気の興奮周波数に対応するように調整する。前記測定バイアス磁場Ｂｍは、ｙ軸方向に持続的或いはパルスの形で印加される。

生体磁場Ｂ１の振動周波数が１０Ｈｚである場合、第１測定バイアス磁場Ｂｍ１による磁気共鳴信号の周波数も１０Ｈｚである。したがって、固より心筋回帰性波動に起因した生体磁場Ｂ１の信号（心磁図信号）は、磁気共鳴によって磁気共鳴した領域で発生する信号と重なって区分されない問題がある。この問題を解決するために、測定バイアス磁場Ｂｍは、非断熱（ｎｏｎ−ａｄｉａｂａｔｉｃ）するように変化する。

前記測定バイアス磁場Ｂｍは、第１測定バイアス磁場Ｂｍ１及び第２測定バイアス磁場Ｂｍ２を含める。前記第１測定バイアス磁場Ｂｍ１は、前記生体磁場Ｂ１と共鳴するように設定される。前記第２測定バイアス磁場Ｂｍ２は、共鳴された磁化の歳差運動の周波数を変更するために使用される。これによって、前記事前磁化磁場Ｂｐが消える後から第２測定バイアス磁場Ｂｍ２が印加される前までの時間間隔Ｔ＿ａは、磁気共鳴が発生する。第２測定バイアス磁場Ｂｍ２が印加された後には、磁気共鳴は除去され、磁化の歳差運動の周波数は、第２測定バイアス磁場Ｂｍ２に対応されるように変更される。これによって、時間間隔Ｔ＿ａに測定される信号は、生体磁場Ｂ１による信号及び磁気共鳴によって第１測定磁場に垂直な平面の磁化成分Ｍｘｚによる信号を含む。

しかし、第２測定バイアス磁場Ｂｍ２が印加された後に測定される信号は、生体磁場Ｂ１による信号と分離される。第２測定バイアス磁場Ｂｍ２が印加された後に測定される信号（ＦＩＤ信号）は、磁気共鳴によって第１測定バイアス磁場Ｂｍ１に垂直な平面でティルティング（ｔｉｌｔｉｎｇ）された磁化が第２測定バイアス磁場Ｂｍ２の歳差周波数ｆｐ２で歳差運動に起因する。これによって、第２測定バイアス磁場Ｂｍ２が印加された後に測定される信号（ＦＩＤ信号）は、振動周波数又は磁気共鳴周波数を有する生体磁場Ｂ１による信号と第２測定バイアス磁場Ｂｍ２の歳差周波数ｆｐ２で歳差運動に起因した磁気共鳴信号に分離される。

前記事前磁化手段１５０は、事前磁化磁場Ｂｐを発生させて、前記測定対象１７０を事前磁化させる。前記事前磁化手段１５０は、動的核磁化（Ｄｙｎａｍｉｃ Ｎｕｃｌｅａｒ Ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ）を用いて、測定対象１７０の核磁化を強化する。前記事前磁化手段１５０は、通常の抵抗性コイル又は超伝導コイルである。前記事前磁化手段１５０は、前記磁気遮蔽手段１１０の内部に配置される。また、前記事前磁化手段１５０は、前記測定対象１７０を取り囲んで前記測定バイアス磁場発生手段１４０の内部に配置される。前記事前磁化磁場Ｂｐは、ｙ軸方向にパルス印加される。

傾斜磁場発生手段１３０は、前記測定対象１７０に傾斜磁場を提供する。これによって、前記測定対象１７０で発生する核磁気共鳴信号は局地化される。前記傾斜磁場発生手段１３０は、通常の抵抗性コイルである。前記傾斜磁場発生手段１３０は、前記測定対象１７０と前記磁気遮蔽手段１１０との間に配置される。

前記傾斜磁場ＢＧは、ｙ軸方向である。前記傾斜磁場発生手段１３０は、ｙ軸に応じてｙ軸磁場の強さｄＢｙ/ｄｙが変わる第１傾斜磁場発生手段、ｘ軸に応じてｙ軸磁場の強さｄＢｙ/ｄｘが変わる第２傾斜磁場発生手段、及びｚ軸に応じてｙ軸磁場の強さｄＢｙ/ｄｚが変わる第３傾斜磁場発生手段を含む。
磁場測定手段１６０は、前記測定対象１７０と隣接して配置され、前記測定対象１７０から放出される磁気共鳴信号を獲得する。磁場測定手段１６０は、ｚ軸方向の磁束を測定する。前記磁場測定手段１６０の出力信号は、測定及び分析部１８０に提供される。磁場測定手段１６０は、生体磁場Ｂ１及び生体磁場によって共鳴された磁化成分を全て測定する。

前記磁場測定手段１６０は、磁束を感知及び/又は減衰/増幅する磁束変換部１６１、前記磁束変換部１６１の出力信号を受けて磁場を検出して、電圧信号に変換するＳＱＵＩＤ１６３、及び冷媒を閉じ込めるデュワ１６５を含む。

前記ＳＱＵＩＤ１６３は、超伝導体だけが有するジョセフソン効果と磁束の量子化現象とを結合し、外部磁束の変化を電圧で変換する一種のトランスデューサ（ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ）である。前記ＳＱＵＩＤ１６３は、一つの超伝導ループに一つ又は二つのジョセフソン接合を挟んで結合した磁気センサである。ＲＦ ＳＱＵＩＤは、超伝導ループに一つのジョセフソン接合を挿入して結合する。ＤＣ ＳＱＵＩＤは、超伝導ループに二つのジョセフソン接合を挿入して結合する。前記ＲＦ ＳＱＵＩＤは、ＲＦ周波数帯域の交流電圧を出力し、その周波数が加えられた磁束に応じて変わる方式で作動し、前記ＤＣ ＳＱＵＩＤは、加えられた磁束に対する関数で直流電圧を発生する方式で作動し、この関数は、磁束の量子値であるＦ０（＝２.０７Ｘ１０＾（−１５）Ｗｂ）を周期で振動する形で与えられる。前記磁束/電圧変換関数の具体的な形態は、前記ＤＣ ＳＱＵＩＤの具体的な構造に応じて決定される。

前記磁束変換部１６１は、磁束を感知して超伝導電流に変換するピックアップ（ｐｉｃｋ−ｕｐ）コイル及び/又はこれを前記ＳＱＵＩＤ１６３に再度磁束の形で増幅又は減衰させて伝達する入力（ｉｎｐｕｔ）コイルを含む。前記磁束変換部１６１は、超伝導体で構成される。前記ピックアップコイルは、多くの磁束を感知するために広い面積を有する。前記入力コイルは、ＳＱＵＩＤに集束させるために、ＳＱＵＩＤと類似する面積を有し、その増幅率又は減衰率を変化させるために数回巻かれる。前記磁束変換部１６１は、ピックアップコイルが一つのループで構成された磁力計（Ｍａｇｎｅｔｏｍｅｔｅｒ）又はピックアップコイルが互いに反対方向に巻かれたループ組が一つ又はそれ以上の数で構成された微分計（Ｇｒａｄｉｏｍｅｔｅｒ）を含む。

前記ＳＱＵＩＤ１６３は、導線を通ってＦＬＬ部１８８と連結する。磁束変換部１６１は、ｚ軸方向の磁束を測定する。

ＳＱＵＩＤを事前磁化磁場Ｂｐのように大変大きな磁場下で安定的に動作させるために保護が必要である。したがって、極低磁場−ＭＲＩシステムでは、ＳＱＵＩＤの保護のために、超電導遮蔽１６４を用いる。しかし、ＳＱＵＩＤセンサ全てを超伝導遮蔽する場合、ＳＱＵＩＤが磁場感知センサとしての機能ができない。したがって、超伝導体を用いた遮蔽をするときは、ＳＱＵＩＤ部分と磁束変換部の入力コイル部分のみを超伝導遮蔽し、磁束変換部１６１は、超伝導遮蔽外部に置かれる。この場合、ＳＱＵＩＤ自体は、超伝導遮蔽１６４を行うことによって強い磁場から保護されるが、磁束変換部１６１から誘導された電流がＳＱＵＩＤに印加されることは防ぐことができない。したがって、極低磁場−ＮＭＲシステムでは、このような検出コイルから誘導された過電流がＳＱＵＩＤに印加されるのを防ぐための電流制限部１６２が配置される。

前記測定及び分析部１８０は、前記の磁気共鳴信号を用いて発作性心房細動での回帰性興奮の周波数及び位置を提供する。

前記測定及び分析部１８０は、前記ＳＱＵＩＤ１６３の電圧信号を線形化して検出された磁場に比例する電圧信号に提供するＦＬＬ部１８８、前記ＦＬＬ部１８８の前記線形化された電圧信号を処理してノイズを除去し、増幅するセンサ信号処理部１８６、及び前記ＦＬＬ部１８８に制御信号を提供するセンサ制御部１８７を含む。

ＦＬＬ（ｆｌｕｘ ｌｏｃｋｅｄ ｌｏｏｐ）部１８８は、前記ＳＱＵＩＤ１６３の出力信号を受け取る入力端、積分器、フィードバック（ｆｅｅｄｂａｃｋ）方式の線形化回路、及びフィードバックコイルなどを含む。前記ＦＬＬ部１８８は、磁束の変化量を磁束量子値Ｆ０より遥かに広い範囲を有する電圧信号に変換して出力する。

前記パルスシーケンス発生部１２２は、制御部１８５の制御信号を受けて、前記事前磁化コイル駆動部１５２、前記測定バイアス磁場電源部１４２、及び傾斜磁場電源部１３２にパルスシーケンスを提供する。

磁場制御部１０１は、前記測定及び分析部１８０と同期化されて前記測定対象１７０に様々な磁場を印加する。前記磁場制御部１０１は、一連の手順に従って、前記事前磁化発生手段１５０、前記バイアス磁場発生手段１４０、及び傾斜磁場発生手段１３０を制御する。

前記磁場制御部１０１は、事前磁化手段１５０に電流を断続的に印加して、事前磁化磁場Ｂｐを形成する事前磁化コイル駆動部１５２を含む。前記測定対象１７０に測定バイアス磁場Ｂｍを印加する測定バイアス磁場発生手段１４０は、測定バイアス磁場ゲート部１４４に連結される。前記測定バイアス磁場ゲート部１４４は、測定バイアス磁場電源部１４２に連結される。

傾斜磁場発生手段１３０は、傾斜磁場駆動部１３４に連結され、前記傾斜磁場駆動部１３４は、傾斜磁場電源部１３２に連結される。

前記測定及び分析部１８０は、磁気共鳴信号（ＦＩＤ信号又はグラジエントエコ信号）を処理し、前記第２測定バイアス磁場に対応する周波数成分を抽出する。前記第２測定バイアス磁場に対応する周波数成分は、前記測定対象のコヒーレント生体磁場Ｂ１に共鳴する共鳴領域を識別する。

傾斜磁場発生手段１３０は、前記測定対象１７０に傾斜磁場ＢＧを印加する。傾斜磁場駆動部１３４は、前記傾斜磁場発生手段１３０に電流を供給して前記測定対象１７０に前記傾斜磁場ＢＧを印加する。傾斜磁場電源部１３２は、前記傾斜磁場駆動部１３４に電源を提供する。前記傾斜磁場電源部１３２は、パルスシクィンス発生部１２２からパルスシーケンスの提供を受け、前記傾斜磁場駆動部１３４に電力を供給する。傾斜磁場発生手段１３０は、傾斜磁場ｄＢｙ/ｄｙ、ｄＢｙ/ｄｚ、ｄＢｙ/ｄｘを生成する。

測定バイアス磁場発生手段１４０は、空間的に均一で、低い測定バイアス磁場Ｂｍを生成する。前記測定バイアス磁場発生手段１４０は、測定バイアス磁場電源部１４２に連結する。測定バイアス磁場ゲート部１４４は、断続的に前記測定バイアス磁場Ｂｍを生成するように前記測定バイアス磁場発生手段１４０に印加される電流を調整する。

パルスシーケンス発生部１２２は、パルスシーケンスを生成してＦＩＤ信号又はグラジエントエコ信号を得るよう、事前磁化コイル駆動部１５２、測定バイアス磁場電源部１４２、及び前記傾斜磁場電源部１３２に提供する。
制御部１８５は、前記センサ信号処理部１８６の信号を処理し、前記パルスシーケンス発生部１２２、及びセンサ制御部１８７を制御する。
一方、事前磁化磁場Ｂｐ、測定バイアス磁場Ｂｍ、及び傾斜磁場ＢＧをオン／オフするスイッチとして光学ＳＳＲ（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｓｏｌｉｄ Ｓｔａｔｅ Ｒｅｌａｙ ）が使用される。前記ＳＳＲがオフになっている間には、事前磁化手段１５０、測定バイアス磁場発生手段１４０、及び傾斜磁場発生手段１３０は、電流源と完全に開放される。前記ＳＳＲを駆動するためのＴＴＬ信号は、光通信を通じて印加される。これによって、前記測定及び分析部１８０又は磁場測定手段１６０に悪影響を与える全ての電気的な連結は除去される。

本発明の変形された実施例によると、生体磁場Ｂ１の振動周波数と第１測定バイアス磁場の共鳴周波数を一致させるために、前記第１測定バイアス磁場はスキャンされる。第１測定バイアス磁場が印加される間、獲得された信号(ＨＭＲの信号)は、磁気共鳴によって振幅が増加する。また、第２測定バイアス磁場が印加された後に獲得されるＦＩＤ信号は、磁気共鳴が終了して、時間の経過に従って減少する。

前記ＨＭＲ信号及びＦＩＤ信号は、フーリエ変換されて、生体磁場Ｂ１による周波数成分と磁気共鳴による周波数成分に分離される。

本発明の変形された実施例によると、従来の空間イメージング技法が適用されて、前記測定対象は、一次元、二次元、及び三次元イメージングされる。

本発明の変形された実施例によると、脳の機能連結性測定方法は、脳の機能連結性を検出するために、極低磁場核磁気共鳴装置を用いて人体の脳で特定の周波数のコヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場によって共鳴された陽子から発生する磁気共鳴信号を測定して空間的に映像化する。

本発明の変形された実施例による脳の機能連結性測定方法は、脳の機能連結性を検出するために、極低磁場核磁気共鳴装置を用いて人体の脳で特定の周波数のコヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場によって共鳴された陽子から発生する磁気共鳴信号を測定して空間的に映像化する。この脳の機能連結性測定方法は、脳の機能的連結性に関連して脳波磁場の振動周波数をラーモア（Ｌａｒｍｏｒ）周波数とする第１測定バイアス磁場を印加する段階、前記第１測定バイアス磁場と同一の方向を有し、異なる大きさを有する第２測定バイアス磁場を印加する段階、及び前記脳から発生する磁気共鳴信号の周波数を前記第２測定バイアス磁場の印加によって脳波磁場の振動周波数から分離し、その信号を磁場測定手段を用いて測定する。

図５は、本発明の一実施例による極低磁場核磁気共鳴装置の動作原理を説明する図面である。

図５に示すように、直角（Ｃａｒｔｅｓｉａｎ）座標系を基準としてｚ軸方向に平行な磁場に敏感になるように高感度の磁場測定手段１６０が配置される。事前磁化手段による事前の磁化磁場Ｂｐ及び測定バイアス磁場発生手段による測定バイアス磁場Ｂｍは、全てｙ軸方向に平行するように印加される。この場合、測定対象の陽子の核スピンは、ｙ方向に整列して磁化Ｍ（ｍａｇｎｅｔｉｚａｔｉｏｎ）を形成する。前記事前磁化磁場をオフした直後、測定を始める。

この場合、生成された磁化Ｍは、第１測定バイアス磁場Ｂｍ１の方向のｙ軸を中心に回転する。磁気共鳴を起こす心筋活動がないなら、初めからｚ軸方向の磁化成分Ｍｚがないため、回転をしてもｚ軸方向の磁場変化はなく、信号は測定されない。

しかし、心筋異常によって第１測定バイアス磁場Ｂｍ１の磁気共鳴周波数で周期的に回帰性波動などが発生し、その心臓電流変化から発生する交流の振動周波数ｆ１を有する心筋磁場の方向がｚ軸方向である場合、磁気共鳴現象によってｙ軸方向に整列されていた磁化Ｍは、ｘ軸又はｚ軸に傾くようになる。この傾いた磁化Ｍが第１測定バイアス磁場Ｂｍ１の方向であるｙ軸を中心に回転する。前記歳差運動の周波数は、ｆｐ１である。したがって、変化する磁化のｚ軸方向成分を作って、ｚ軸方向の磁場が生成される。高感度の磁場測定手段１６０によってｚ軸方向の磁場を測定することが可能である。

ただし、心筋磁場の振動周波数ｆ１と磁気共鳴信号の周波数ｆｐ１は同一である。したがって、心筋回帰性波動が発生する心筋磁場信号と重なって区分されない問題がある。この問題を解決するために、測定バイアス磁場は、非断熱（ｎｏｎ−ａｄｉａｂａｔｉｃ）に変化する。

すなわち、第１測定バイアス磁場は、相異する大きさを有した第２測定バイアス磁場に変更される。これによって、歳差運動の周波数は、ｆｐ２に変更される。したがって、測定された信号で磁気共鳴された信号は、ｆｐ２を有し、生体磁場信号はｆｐ１を有する。したがって、磁気共鳴された信号は区別される。

また、測定しようとする心筋電気活動の方向や周波数によって、印加する測定バイアス磁場Ｂｍ１を調整或いはスキャンすることによって、心筋異常を直接測定することが可能である。空間的位置情報を得るためには、一般に知られた傾斜磁場を用いた磁気共鳴映像（ＭＲＩ）技法を活用する。

心房不整脈の一種である心房細動は、心房心筋の老化や変形による回帰性波動の発生に起因する。特に、その原因となる部分を探した時、カテーテル電極を通して高周波ｆ波（周期的波形）が出るところを探し、ＲＦアブレーション （ＲＦ ａｂｌａｔｉｏｎ）や冷凍法などを通じて治療することになる。しかし、探針をいちいち接触しながら測定することは容易ではなく、非常に長い時間がかかる。また、施術後の予後を見ることにおいても侵襲的検査が負担になる。

本発明の構成をこの場合に適用すれば、大変安全で効果的に心筋高周波ｆｍが発生する所をイメージングする。

心臓磁気共鳴ＨＭＲ（Ｈｅａｒｔ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）の測定可能性をシミュレーションを通じて検証した。シミュレーションは、既存の心磁図研究で実際測定された心房不整脈ｆ−ｗａｖｅの信号の大きさを形成するほどの心筋回帰性波動（Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ ｒｅｅｎｔｒｙ ｗａｖｅ）を構成することから始めた。

図６は、シミュレーションの状況を示す図面である。

図６に示すように、心筋の表面に１０Ｈｚの周波数で反時計回りの方向に回転する心筋回帰性波動を仮定した。これによって、心筋回帰性波動は、コヒーレント生体電流を形成する。前記の生体電流は、ｘｙ平面で 反時計回りの方向に回転する。これによって、生体磁場は、ｚ軸方向に形成される。生体磁場の周波数はｆ１である。心筋回帰性波動が発生させるコヒーレント生体磁場を心臓及び胸郭導体モデルを使用して、境界要素法（ｂｏｕｎｄａｒｙ ｅｌｅｍｅｎｔ ｍｅｔｈｏｄ）によって計算した。したがって、心筋回帰性波動近くの体積（ｖｏｌｕｍｅ）における各々の点（ｖｏｘｅｌ）から心筋回帰性波動が発生させる生体磁場を各々計算することが可能である。計算された生体磁場値は、心筋回帰性波動から１ｍｍほど離れた心筋で約１００ｐＴほどである。したがって、実験に使用された各種時間定数条件で磁化を傾けるためのＲＦ磁場の大きさで十分であった。ブロック（Ｂｌｏｃｈ）方程式によって、発生した生体磁場による各点（ｖｏｘｅｌ）で磁化の運動（ｄｙｎａｍｉｃｓ）を計算する。

シミュレーションのサンプリングレート（ｓａｍｐｌｉｎｇ ｒａｔｅ）は、１ｋＨｚであった。計算に活用された点（ｖｏｘｅｌ）が成すボリュームは、心筋回帰性波動を中心に一辺が２０ｍｍである立方体内部の空間である。心臓組織の磁化を水の３０％程度と仮定した。既存の極低磁場で水の測定ＮＭＲ信号の大きさと比較して、点（ｖｏｘｅｌ）の計算時の磁化値を決めた。シミュレーション実験条件での事前磁化磁場の大きさは２００ｍＴを仮定した。一度事前磁化磁場が消えると、磁化を生成するいかなる強い磁場成分もないため、磁化の緩和だけ起こる状況である。このときのＴ１（スピン−格子緩和時間）とＴ２（スピン−スピン緩和時間）は、全て１秒として計算した。１０Ｈｚで興奮する組織に対する磁気共鳴磁場は、２３５ｎＴである。２３５ｎＴの第１測定バイアス磁場Ｂｍ１を事前磁化磁場Ｂｐと平行な方向のｙ軸に印加した状態で、各点（ｖｏｘｅｌ）の磁化が周辺の磁場（測定磁場及び生体磁場）の変化に反応しながら発生する磁場をＳＱＵＩＤセンサの位置で計算した。

ただし、この場合に発生する磁気共鳴信号の周波数も１０Ｈｚであるため、固より心筋回帰性波動が発生する心磁図信号と重なって区分されない問題がある。この問題を解決するために、測定バイアス磁場は、非断熱（ｎｏｎ−ａｄｉａｂａｔｉｃ）に変化する。すなわち、このシミュレーションにおいて第１測定バイアス磁場は、２３５ｎＴ（１０Ｈｚ）の第１測定バイアス磁場Ｂｍ１から１０倍高い２，３５０ｎＴ（１００Ｈｚ）の第２測定バイアス磁場Ｂｍ２に変更される。

また、自由誘導減衰信号ＦＩＤ ｓｉｇｎａｌ（ｆｒｅｅ ｉｎｄｕｃｔｉｏｎ ｄｅｃａｙ ｓｉｎｇａｌ）が測定される。これによって、ＨＭＲ信号は、本来の心磁図信号又は生体磁場信号から分離する。また、ＨＭＲ信号は、特定の測定周波数（１００Ｈｚ）に制限される。したがって、測定帯域幅を減少させて、システムノイズに対する信号測定の容易性が大幅に増加させる。
心筋での 反時計回りの方向の周期的な回帰性振動は、関心領域ＲＯＩ（ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ ｉｎｔｅｒｅｓｔ）で振動する生体磁場（ｏｓｃｉｌｌａｔｉｎｇ ｂｉｏｍａｇｎｅｔｉｃ ｆｉｅｌｄｓ）を形成する。測定バイアス磁場Ｂｍに対応するラーモア周波数が生体磁場Ｂｍの周波数と一致する場合、関心領域に事前磁化の磁場によって形成された磁化は、磁気共鳴によってティルティング（ｔｉｌｔｉｎｇ）し始める。

また、磁化Ｍのｚ成分は、磁気共鳴によって増加する。また、前記磁化Ｍのｚ成分は、ＳＱＵＩＤのような磁場測定手段によって検出される。ＳＱＵＩＤによって検出された信号は、心筋回帰性波動による生体磁場成分を含む。したがって、検出された信号で生体磁場成分を分離するために、前記測定バイアス磁場は、第１測定バイアス磁場から瞬間的に第２測定バイアス磁場に変化する。これによって、生体磁場による磁気共鳴条件は破れる。結局、前記磁化Ｍのｚ成分は、磁気共鳴条件を満たさないため、スピン−スピン相互作用によって減少する。また、第２測定バイアス磁場Ｂｍ２の大きさが前記第１測定バイアス磁場Ｂｍ１の大きさより１０倍大きい場合、前記第２測定バイアス磁場Ｂｍ２方向に歳差運動する周波数は１０倍増加する。

図７に示すように、１０Ｈｚ成分は、回帰性興奮の心磁図（ＭＣＧ）の信号であり、１００Ｈｚの信号がＨＭＲのＦＩＤ信号である。

図８は、ＨＭＲの周波数選択図を示す図面である。
図８に示すように、ＨＭＲの周波数選択図は、第１測定バイアス磁場Ｂｍ１の大きさを変化させながら、固定された第２測定バイアス磁場（１００Ｈｚに対応）下でＦＩＤ信号が測定される。これによって、第１測定バイアス磁場Ｂｍ１の大きさによる１００Ｈｚ成分の振幅が表示される。
回帰性周波数選択図は、１Ｈｚの解像度を見せ、これに該当する磁場は、約２０ｎＴである。磁気遮蔽室の中で磁場の不均一度は、２０ｎＴ/１０ｃｍほどである。したがって、実際の測定状況の磁場不均一度が周波数選択図に影響を与えないことが予想される。

ＨＭＲ信号の強さは、数ｆＴほどであるが、現在開発された最高水準の技術で、ＳＱＵＩＤ（ＳＱＵＩＤ）の雑音とデュアル（ｄｅｗｅｒ）雑音両方ｓｕｂ−ｆＴ/ｖＨｚの水準である。本発明の測定方法によると、測定帯域幅は信号の幅に制限する。したがって、測定帯域幅は、約０.１−１Ｈｚ程度の帯域幅を仮定すると、ＨＭＲ信号のＳＮＲは、数から数十程度が出ると期待される。したがって、ＨＭＲ信号測定が可能である。

図９は、各点（ｖｏｘｅｌ）での磁化挙動がＳＱＵＩＤセンサに測定される磁場の大きさを示すシミュレーション結果である。
図９に示すように、シミュレーションでＳＱＵＩＤセンサは、胸の表面から２ｃｍ上に位置し、心筋は、胸の表面から４−６ｃｍの深さに位置する。第１測定バイアス磁場Ｂｍ１はｙ軸方向であり、生体磁場Ｂ１はｚ軸方向である。非断熱的（Ｎｏｎ−ａｄｉａｂａｔｉｃ）測定バイアス磁場が変化される前までに、ＨＭＲ効果によって磁化がｚ軸方向に傾くうちに、ますます大きな測定信号成分が形成される。矢印地点は、測定バイアス磁場が変わる時点である。矢印の地点で測定磁場が第１測定磁場から第２測定磁場に変化するが、その時から生成された磁化は、１００Ｈｚの信号を発生し、自由誘導減衰ＦＩＤ（ｆｒｅｅ ｉｎｄｕｃｔｉｏｎ ｄｅｃａｙ）を形成する。

本発明は、非侵襲的な方法で大変正確に心臓回帰性波動や異所性興奮の発生位置を探索することが可能であるため、安全で便利な医療診断に活用することができる。患者はおろか、医者にも長時間の危ない施術及び放射線被爆を減らすことができる。治療のための診断はおろか、治療後の予後観察にも気軽に使用できる技術であるため、新しい画期的な医療機器の開発に活用できる。

図１０ａないし図１０ｄは、本発明の他の実施例によるパルス列を説明する図面である。
図１０ａないし図１０ｄに示すように、事前磁化磁場がｙ軸方向に所定の時間の間（T_ＢＰ）印加される。前記事前磁化磁場は、測定対象を事前磁化させる。また、第１測定バイアス磁場が一定時間の間印加される。前記事前磁化磁場が除去された後に、生体磁場は前記第１測定バイアス磁場によって磁気共鳴を提供する。

グラジエントエコ（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｅｃｈｏ）信号を形成するために、前記第１グラジエントエコ磁場Ｇｅ１が印加され、連続的に第２グラジエントエコ磁場Ｇｅ２が印加される。第１グラジエントエコ磁場Ｇｅ１と第２グラジエントエコ磁場Ｇｅ２は、互いに反対方向の傾斜磁場を形成する。具体的に、前記第１グラジエントエコ磁場Ｇｅ１は、正のｄＢｙ/ｄｙ成分を形成し、第２グラジエントエコ磁場Ｇｅ２は、負のｄＢｙ/ｄｙを形成する。第１グラジエントエコ磁場Ｇｅ１が終わる時点に極性が反対である第２グラジエントエコ磁場Ｇｅ２を印加すれば、脱位相化（ｄｅｐｈａｓｉｎｇ）が進められたスピンは、極性が反対の傾斜磁場によって再焦点化される。これによって、グラジエントエコ（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｅｃｈｏ）の信号が形成される。

核磁気共鳴測定方法における映像獲得のための傾斜磁場印加は、２段階に分かれる。

本発明の一実施例による極低磁場核磁気共鳴測定方法は、傾斜磁場を用いて共鳴領域を設定する段階、及び傾斜磁場を用いて空間イメージングする段階を含む。前記傾斜磁場は、共鳴領域選択傾斜磁場及びエンコーディング傾斜磁場を含む。

[１] 共鳴領域設定区間Ｔ＿ａ
共鳴領域選択傾斜磁場Ｇｒ１、Ｇｒ２、Ｇｒ３は、第１共鳴領域選択傾斜磁場Ｇｒ１、第２共鳴領域選択傾斜磁場Ｇｒ２、及び第３共鳴領域選択磁場Ｇｒ３のうち少なくとも一つを含む。第１共鳴領域選択傾斜磁場Ｇｒ１、第２共鳴領域選択傾斜磁場Ｇｒ２、及び第３共鳴領域選択磁場Ｇｒ３は、相異なる方向に対する傾斜磁場を提供する。共鳴領域選択傾斜磁場Ｇｒ１、Ｇｒ２、Ｇｒ３は、前記第２測定バイアス磁場Ｂｍ２が印加される前に印加される。

共鳴領域選択傾斜磁場Ｇｒ１、Ｇｒ２、Ｇｒ３の大きさと前記第１測定磁場の大きさＢｍ１との和は、コヒーレント生体磁場Ｂ１の振動周波数に対応するよう、前記共鳴領域選択傾斜磁場Ｇｒ１、Ｇｒ２、Ｇｒ３の大きさがスキャンされる。

具体的に、頭頂部のアルファ波（ａ−ｗａｖｅ）をイメージングする場合、アルファ波の周波数ｆａ及び/又はアルファ波の発生位置を知ることが必要である。アルファ波の周波数ｆａを知るために、空間的に均一な前記第１測定バイアス磁場Ｂｍ１をスキャンする必要がある。

又は、空間的に均一な前記第１測定バイアス磁場Ｂｍ１をスキャンしなく、共鳴領域選択傾斜磁場Ｇｒ１、Ｇｒ２、Ｇｒ３と前記第１測定バイアス磁場Ｂｍ１を同時に印加する。これによって、磁場は、空間的に相異する大きさを有する。これによって、所定の領域にアルファ波の周波数ｆａに対応する磁場で磁気共鳴が発生する。第１共鳴領域選択傾斜磁場Ｇｒ１は、ｄＢｙ/ｄｙ成分を有する。第２共鳴領域選択傾斜磁場Ｇｒ２は、ｄＢｙ/ｄｘ成分を有する。第３共鳴領域選択傾斜磁場Ｇｒ３は、ｄＢｙ/ｄｚ成分を有する。

例えば、頭頂部の１０Ｈｚアルファ波をイメージングすれば、頭頂部の中心に１０Ｈｚに該当する２３５ｎＴが印加され、周辺部分は、他の磁場になるように空間的に傾斜を与えて頭頂部中心のみで１０Ｈｚ脳活動に対して磁気共鳴が起こるようにする。

具体的に、１０Ｈｚアルファ波は、頭頂部でｙ軸方向のコヒーレント生体磁場を生成する。第１測定バイアス磁場Ｂｍ１及び傾斜磁場Ｇｒ１、Ｇｒ２、Ｇｒ３は、ｙ軸方向に印加される。第１測定バイアス磁場及び傾斜磁場の和が頭頂部の中心に１０Ｈｚに該当する２３５ｎＴになるように、磁場はｙ軸方向に印加されます。これによって、磁気共鳴は、前記頭頂部で起こり、共鳴が起った部分のみでｘ−ｚ平面上に横たわる成分が発生する。

[２] 発生信号空間イメージング区間Ｔ＿ｃ
x−ｚ成分が発生した共鳴核の分布を空間的にイメージングする。
エンコーディング傾斜磁場Ｇｅｎは、第２測定バイアス磁場Ｂｍ２が印加された後、印加される。エンコーディング傾斜磁場Ｇｅｎは、第１エンコーディング傾斜磁場Ｇｅｎ１及び第２エンコーディング傾斜磁場Ｇｅｎ２のうち少なくとも一つを含む。前記エンコーディング傾斜磁場Ｇｅｎは、周波数エンコーディング又は位相エンコーディングのうち少なくとも一つを行う。

第１測定バイアス磁場Ｂｍ１は、第２測定バイアス磁場Ｂｍ２に変更される。これによって、前記頭頂部で磁気共鳴条件は満足しない。

第２測定バイアス磁場と空間的に異なる大きさのｙ方向磁場（傾斜磁場）を同時に印加すると、共鳴核が空間にしたがって異なる周波数の信号を発生する。第１エンコーディング傾斜磁場Ｇｅｎ１は、ｄＢｙ/ｄｘの大きさを有し、ｙ軸方向であり、第２エンコーディング傾斜磁場Ｇｅｎ２は、ｄＢｙ/ｄｚの大きさを有し、ｙ軸方向である。

第２測定バイアス磁場と傾斜磁場がある状態で、信号の周波数は、１０Ｈｚ共鳴を起こす共鳴領域設定区間Ｔ＿ａとは異なる周波数を有する（例；１００Ｈｚ）。このとき得られたグラジエントエコ信号をＦＦＴすると、周波数に従う信号分布を見られ、結局、周波数は、他の位置に該当するため、信号の空間イメージングが可能である。

図１１は、本発明の他の実施例による核磁気共鳴測定方法を説明する図面である。
図１１に示すように、本発明の変形された実施例により、共鳴領域設定段階は、既存のイメージング方法とは区別される。例えば、自発脳波電流源が通る時、電流源の上側と下側は反対方向の生体磁場Ｂ１が形成される。

すなわち、共鳴現象によって横たわる核磁化の方向が電流源の上と下が反対になる。したがって、ｙ方向の測定バイアス磁場Ｂｍを中心に回転する時、発生する磁場の位相が互いに反対になる。したがって、ＳＱＵＩＤセンサ位置で測定された信号は、互いにに相殺される。実際、電流源の上側の磁気共鳴された磁化は、下側よりＳＱＵＩＤにさらに近いため、もう少し大きく測定される。したがって、殆どの磁気共鳴された磁化による信号は消失され、若干の信号しか測定されない。

しかし、例えば、共鳴領域選択傾斜磁場を通じて電流源の上側の核子のみ生体磁場に共鳴するように空間的に区分させれば（例えば、上は０.２３５ｎＴ、下は０.１ｎＴ）、下側の核子は共鳴されない。したがって、下側の領域には磁化のx−ｚ成分が生じない。したがって、純粋に発生位置の上側の磁化は、減殺なく測定される。電流源の位置が分からない場合、位置の区分は反復的な方法によって行われる。

図１２及び図１３は、本発明の一実施例による核磁気共鳴測定方法を説明する流れ図である。
図１２、図１３、及び図１０ａに示すように、核磁気共鳴測定方法は、人体の器官の機能的連結性に関連して発生する周期的なコヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場の振動周波数をラーモア（Ｌａｒｍｏｒ）周波数とする第１測定バイアス磁場を印加する段階Ｓ１３０；前記第１測定バイアス磁場と同一の方向を有し、異なる大きさを有する第２測定バイアス磁場を印加する段階Ｓ１４０；及び前記人体から発生する磁気共鳴信号の周波数を前記第２測定バイアス磁場の印加によって生体磁場の振動周波数から分離し、その信号を磁場測定手段を用いて測定する段階Ｓ１６０を含む。

コヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場は、前記第１測定バイアス磁場に垂直な平面に成分を有する。これによって、コヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場は、従来の高磁場ＭＲＩでＢ１−ＲＦの磁場の機能を行う。
事前磁化手段を用いて、前記人体を事前磁化させる事前磁化磁場を印加する。次いで、前記事前磁化磁場を非活性化される。これによって、人体又は測定対象は、事前磁化されて磁化される。前記事前磁化磁場の方向は、前記第１測定バイアス磁場の方向と一致することが好ましい。

コヒーレント生体磁場の振動周波数を知らない場合、前記第１測定バイアス磁場の陽子磁気共鳴周波数が前記コヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場の振動周波数と一致するように、前記第１測定バイアス磁場の大きさをスキャンする。この場合、第２測定バイアス磁場は、一定かつ固定されている。これによって、第２測定バイアス磁場に対応する周波数成分をモニタリングし、第１測定バイアス磁場の大きさは選択される。

前記磁場測定手段は、超伝導量子干渉素子又は光ポンピング原子磁力計である。

傾斜磁場は、前記人体に提供されるＳ１５０。前記傾斜磁場は、共鳴領域選択傾斜磁場Ｓ１５２、グラジエントエコ（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｅｃｈｏ）磁界Ｓ１５４、及びエンコーディング傾斜磁場Ｓ１５６を含む。

グラジエントエコ（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｅｃｈｏ）磁場Ｓ１５４は、グラジエントエコ信号を発生させるために、印加される。共鳴領域選択傾斜磁場Ｓ１５２は、特定の共鳴領域を選択するために印加される。エンコーディング傾斜磁場Ｓ１５６は、２−次元イメージング又は１−次元イメージングをするために使用される。

共鳴領域選択傾斜磁場は、第１共鳴領域選択傾斜磁場、第２共鳴領域選択傾斜磁場、及び第３共鳴領域選択磁場を含む。第１共鳴領域選択傾斜磁場Ｇｒ１、第２共鳴領域選択傾斜磁場Ｇｒ２、及び第３共鳴領域選択磁場Ｇｒ３は、相異なる方向に対する傾斜磁場を提供する。共鳴領域選択傾斜磁場は、前記第２測定バイアス磁場が印加される前に印加される。これによって、共鳴選択磁場によって特定の領域が前記コヒーレント生体磁場に共鳴する。

共鳴領域選択傾斜磁場の大きさと前記第１測定磁場の大きさとの和は、前記コヒーレント生体磁場の振動周波数に対応するように、前記共鳴領域選択傾斜磁場の大きさがスキャンされる。これによって、選択される空間は、変更される。

グラジエントエコ（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｅｃｈｏ）磁場は、第２測定バイアス磁場Ｂｍ２が印加された後印加される。前記グラジエントエコ（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｅｃｈｏ）磁場は、連続的に形成された第１グラジエントエコ磁場Ｇｅ１及び第２グラジエントエコ磁場Ｇｅ２を含む。前記第１グラジエントエコ磁場Ｇｅ１は、第２グラジエントエコ磁場Ｇｅ２と互いに反対方向である。

エンコーディング傾斜磁場は、第２測定バイアス磁場が印加された後印加される。エンコーディング傾斜磁場は、第１エンコーディング傾斜磁場及び第２エンコーディング傾斜磁場を含む。前記エンコーディング傾斜磁場は、周波数エンコーディング又は位相エンコーディングのうち少なくとも一つを行う。
グラジエントエコ信号は、第１グラジエントエコ磁場Ｇｅ１が除去された後に測定される。前記グラジエントエコ信号は、フーリエ変換され、信号処理される。前記グラジエントエコ信号は、ＦＬＬが動作する間に獲得される。

図１４は、本発明の他の実施例による核磁気共鳴測定方法を説明する流れ図である。
図１４に示すように、核磁気共鳴測定方法は、人体の器官の機能的連結性に関連して発生する振動周波数を有するコヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場が第１測定バイアス磁場によって歳差運動する陽子と磁気共鳴するように共鳴領域を選択する段階Ｓ２１０、及び第１測定バイアス磁場と同じ方向を有し、異なる大きさを有した第２測定バイアス磁場下で選択された共鳴領域に対して空間イメージングする段階Ｓ２２０を含む。

前記共鳴領域を選択している段階Ｓ２１０は、事前磁化磁場を印加して人体を事前磁化させる段階Ｓ２１２、前記事前磁化磁場の方向と同一の方向を有し、空間的に均一な第１測定バイアス磁場を印加して陽子を歳差運動させる段階Ｓ２１４、第１測定バイアス磁場と同一の方向を有し、空間的に傾きを有する共鳴領域選択傾斜磁場を印加する段階Ｓ２１６、及び第１測定バイアス磁場又は共鳴領域選択傾斜磁場によって歳差運動する陽子が前記コヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場と磁気共鳴して所定の空間又は領域で励起される段階Ｓ２１８を含む。

空間イメージングする段階Ｓ２２０は、前記第１測定バイアス磁場と同じ方向を有し、相異する大きさを有する第２測定バイアス磁場を人体に印加している段階Ｓ２２２、グラジエントエコを形成するように第１グラジエントエコ磁場及び第２グラジエントエコ磁場を連続的に印加する段階Ｓ２２４、前記第１グラジエントエコ磁場が印加されている間、エンコーディング傾斜磁場を印加する段階Ｓ２２６、及び前記第２グラジエントエコ磁場が印加されている間、グラジエントエコ信号を測定する段階Ｓ２２８を含む。エンコーディング傾斜磁場は、位相エンコーディング傾斜磁場及び周波数エンコーディング傾斜磁場のうち少なくとも一つを含む。

上記のように、本発明を特定の好ましい実施例に対して図示して説明したが、本発明はこのような実施例に限定されず、当該発明が属する技術分野において、通常の知識を有した者が特許請求の範囲で請求する本発明の技術的思想を逸脱しない範囲内で行うことができる多様な形態の実施例を全て含む。

１１０：磁気遮蔽手段
１６０：磁場測定手段
１４０：測定バイアス磁場発生手段
１７０：測定対象

Claims (22)

1. 人体の器官の機能的連結性に関連して発生する周期的なコヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場の振動周波数をラーモア（Ｌａｒｍｏｒ）周波数とする第１測定バイアス磁場を印加する段階と、
   前記第１測定バイアス磁場と同一の方向を有し、異なる大きさを有する第２測定バイアス磁場を印加する段階と、
   前記人体で発生する磁気共鳴信号の周波数を前記第２測定バイアス磁場の印加によって生体磁場の振動周波数から分離し、その信号を磁場測定手段を用いて測定する段階と、を含むことを特徴とする極低磁場核磁気共鳴測定方法。
2. 前記コヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場は、前記第１測定バイアス磁場に垂直な平面に成分を有することを特徴とする請求項１に記載の極低磁場核磁気共鳴測定方法。
3. 事前磁化手段（ｐｒｅ−ｐｏｌａｒｉｚｉｎｇ ｍｅａｎｓ）を用いて、前記人体を事前磁化させる事前磁化磁場を印加する段階と、
   測定前に前記事前磁化磁場を非活性化する段階と、をさらに含むことを特徴とする請求項１に記載の極低磁場核磁気共鳴測定方法。
4. 前記事前磁化磁場の方向は、前記第１測定磁場の方向と一致することを特徴とする請求項３に記載の極低磁場核磁気共鳴測定方法。
5. 前記第１測定バイアス磁場の陽子磁気共鳴周波数が前記コヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場の振動周波数と一致するように前記第１測定バイアス磁場の大きさをスキャンする段階をさらに含むことを特徴とする請求項１に記載の極低磁場核磁気共鳴測定方法。
6. 前記磁場測定手段は、超伝導量子干渉素子又は光ポンピング原子磁力計であることを特徴とする請求項１に記載の極低磁場核磁気共鳴測定方法。
7. 傾斜磁場を前記人体に提供する段階をさらに含むことを特徴とする請求項１に記載の極低磁場核磁気共鳴測定方法。
8. 前記傾斜磁場は、共鳴領域選択傾斜磁場、グラジエントエコ（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｅｃｈｏ）磁場、及び映像用エンコーディング傾斜磁場のうち少なくとも一つを含むことを特徴とする請求項７に記載の極低磁場核磁気共鳴測定方法。
9. 前記共鳴領域選択傾斜磁場は、第１共鳴領域選択傾斜磁場、第２共鳴領域選択傾斜磁場、及び第３共鳴領域選択磁場のうち少なくとも一つを含み、
   前記第１共鳴領域選択傾斜磁場、前記第２共鳴領域選択傾斜磁場、及び前記第３共鳴領域選択磁場は、相異なる方向に対する傾斜磁場を提供し、
   前記共鳴領域選択傾斜磁場は、前記第２測定バイアス磁場が印加される前に印加されることを特徴とする請求項８に記載の極低磁場核磁気共鳴測定方法。
10. 前記共鳴領域選択傾斜磁場の大きさと前記第１測定磁場の大きさとの和は、前記コヒーレント生体磁場の振動周波数に対応するように、前記共鳴領域選択傾斜磁場の大きさがスキャンされることを特徴とする請求項８に記載の極低磁場核磁気共鳴測定方法。
11. 前記グラジエントエコ（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｅｃｈｏ）磁場は、第２測定バイアス磁場が印加された後印加され、
    前記グラジエントエコ（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｅｃｈｏ）磁場は、連続的に形成された第１グラジエントエコ磁場及び第２グラジエントエコ磁場を含み、
    前記第１グラジエントエコ磁場は、第２グラジエントエコ磁場と互いに反対方向であることを特徴とする請求項８に記載の極低磁場核磁気共鳴測定方法。
12. 前記エンコーディング傾斜磁場は、第２測定バイアス磁場が印加された後印加され、
    前記エンコーディング傾斜磁場は、第１エンコーディング傾斜磁場及び第２エンコーディング傾斜磁場のうち少なくとも一つを含み、
    前記エンコーディング傾斜磁場は、周波数インコティン又は位相エンコーディングのうち少なくとも一つを行うことを特徴とする請求項８に記載の極低磁場核磁気共鳴測定方法。
13. 人体の器官の機能的連結性に関連して発生する振動周波数を有するコヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場が第１測定バイアス磁場によって歳差運動する陽子と磁気共鳴するように共鳴領域を選択する段階と、
    第１測定バイアス磁場と同じ方向を有し、異なる大きさを有した第２測定バイアス磁場下で選択された共鳴領域に対して、空間イメージングする段階と、を含むことを特徴とする極低磁場核磁気共鳴測定方法。
14. 前記共鳴領域を選択する段階は、
    事前磁化磁場を印加して人体を事前磁化させる段階と、
    前記事前磁化磁場の方向と同一の方向を有し、空間的に均一な第１測定バイアス磁場を印加して陽子を歳差運動させる段階と、
    第１測定バイアス磁場と同一の方向を有し、空間的に傾きを有する共鳴領域選択傾斜磁場を印加する段階と、
    第１測定バイアス磁場又は共鳴領域選択傾斜磁場によって歳差運動する陽子が前記コヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場と磁気共鳴して所定の空間又は領域で励起される段階のうち少なくとも一つを含むことを特徴とする請求項１３に記載の極低磁場核磁気共鳴測定方法。
15. 前記空間イメージングする段階は、
    前記第１測定バイアス磁場と同じ方向を有し、相異する大きさを有する第２測定バイアス磁場を人体に印加する段階と、
    グラジエントエコを形成するように第１グラジエントエコ磁場及び第２グラジエントエコ磁場を連続的に印加する段階と、
    前記第１グラジエントエコ磁場が印加されている間、エンコーディング傾斜磁場を印加する段階と、
    前記第２グラジエントエコ磁場が印加されている間、グラジエントエコ信号を測定する段階のうち少なくとも一つを含むことを特徴とする請求項１３に記載の極低磁場核磁気共鳴測定方法。
16. エンコーディング傾斜磁場は、位相エンコーディング傾斜磁場及び周波数エンコーディング傾斜磁場のうち少なくとも一つを含むことを特徴とする請求項１５に記載の極低磁場核磁気共鳴測定方法。
17. 磁気遮蔽手段と、
    前記磁気遮蔽手段の内部に配置される測定対象に近接して配置された磁場測定手段と、
    人体の器官の機能的連結性に関連して発生するコヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場の振動周波数と一致するように陽子磁気共鳴周波数に対応する第１測定バイアス磁場を印加し、連続的に前記第１測定バイアス磁場の大きさを変更して第２測定バイアス磁場を印加する測定バイアス磁場発生手段を含み、
    前記磁場測定手段は、前記測定対象から発生される磁気共鳴信号を測定することを特徴とする極低磁場核磁気共鳴装置。
18. 前記測定対象を事前磁化させる事前磁化手段をさらに含むことを特徴とする請求項１７に記載の極低磁場核磁気共鳴装置。
19. 前記測定対象に傾斜磁場を提供する傾斜磁場発生手段をさらに含むことを特徴とする請求項１７に記載の極低磁場核磁気共鳴装置。
20. 傾斜磁場発生手段は、
    共鳴領域を選択する共鳴領域選択傾斜磁場発生手段と、
    グラジエントエコ信号を発生させるグラジエントエコ傾斜磁場発生手段と、
    エンコーディング傾斜磁場を発生させるエンコーディング傾斜磁場発生手段のうち少なくとも一つをさらに含むことを特徴とする請求項１９に記載の極低磁場核磁気共鳴装置。
21. 前記第１測定バイアス磁場をスキャンすることを特徴とする請求項１７に記載の極低磁場核磁気共鳴装置。
22. 脳の機能連結性を検出するために、極低磁場核磁気共鳴装置を用いて人体の脳で特定の周波数のコヒーレント（ｃｏｈｅｒｅｎｔ）生体磁場によって共鳴された陽子から発生する磁気共鳴信号を測定して空間的に映像化する脳の機能連結性測定方法において、
    脳の機能的連結性に関連して脳波磁場の振動周波数をラーモア（Ｌａｒｍｏｒ）周波数とする第１測定バイアス磁場を印加する段階と、
    前記第１測定バイアス磁場と同一の方向を有し、異なる大きさを有する第２測定バイアス磁場を印加する段階と、
    前記脳から発生する磁気共鳴信号の周波数を前記第２測定バイアス磁場の印加によって脳波磁場の振動周波数から分離し、その信号を磁場測定手段を用いて測定する段階と、を含むことを特徴とする脳の機能連結性測定方法。

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