JPH04138130A - 磁気共鳴像作成装置 - Google Patents
磁気共鳴像作成装置Info
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- JPH04138130A JPH04138130A JP2417303A JP41730390A JPH04138130A JP H04138130 A JPH04138130 A JP H04138130A JP 2417303 A JP2417303 A JP 2417303A JP 41730390 A JP41730390 A JP 41730390A JP H04138130 A JPH04138130 A JP H04138130A
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
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- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/62—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using double resonance
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
［０００１］
本発明は、磁気共鳴像作成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
された磁気共鳴像作成方法及びその作成装置に関する。 ［０００２］
鳴像作成方法に関し、特に、電子スピン共鳴により増幅
された磁気共鳴像作成方法及びその作成装置に関する。 ［０００２］
磁気共鳴像作成（ＭＲＩ）は、医師が医学的診断を行な
う際に広く用いられる様になりつつある、非破壊的像技
術である。該技術は、１９７３年に磁気共鳴（ＭＲ）像
作成に関して最初に刊行を行なったＬａｕｔｅｒｂｕｒ
により開発されたものである。又、全世界では、１９８
５年までに少なくとも５００台のＭ、Ｒ像装置が臨床学
的に用いられるべく設置された（例えばＬａｕｔｅｒｂ
ｕｒのＮａｔｕｒｅ２４２ （１９７３年）の第１９０
〜１９１頁、ＳｔｅｉｎｂｅｒｇのＡＪ、Ｒ，１４７（
１９８６年）の第４５３〜４５４頁、及び、５ｔｅｉｎ
ｅｒのＡ、Ｊ、Ｒ，１４５（１９８５年）の第８８３〜
８９３頁を参照）。 ［０００３］ ＭＲ像は、磁場中に置かれるとともに脈動する放射線に
晒された例えば人体或いは動物体等の検体から検出され
たＭＲ倍信号処理操作することにより行なわれ、又、上
記放射線は典型的には、検体中で選択された非ゼロスピ
ン核（゛′像作成核″）におけるＭＲ遷移を励起すべく
選択された周波数を有する高周波の放射線とされる。 ［０００４］ 像作成段階において空間情報をＭＲ倍信号変換する為に
、−様な一次磁場旦。 に磁場勾配を掛けることにより、検体が置かれる磁場は
変化せしめられる。従っ並びに、当然ではあるカミ化学
的環境、及び、（例えば１Ｈ１１３ｃ、１９Ｆともされ
得る）核の同位体性の如き要因、に依存することから、
ＭＲ遷移を励起する脈動放射線に検体が晒される間、検
体に対し２方向に磁場勾配をかけることにより、ＭＲ倍
信号発せられるｘｙ平面内にて検体を貫通する切片の２
方向における位置及び幅は、一次磁場旦。の強度、加え
られた磁場の勾配ｄ旦／ ｄ ｚ、及び、励起脈動の周
波数及び帯域幅により限定される。 ［０００５］ 次に、ＭＲ遷移を励起する放射線の最初のパルスと、Ｍ
Ｒ倍信号検出される期間及び検出期間との間において更
なる磁場勾配を掛けることにより、Ｘ及びｙ空間情報も
またＭＲ倍信号変換され得る。 ２１６一 ［０００６］ 当該技術分野においては幾つかの異なる変換技術が知ら
れているが、それらの全ては、一次磁場に対し、ＭＲ遷
移励起／ＭＲ信号検出サイクルにおいて特定のシーケン
スで、種々の強度の及び／或いは種々の方向の磁場勾配
を掛けることにより行なわれている。 ［０００７］ 更に、例えばスピン共鳴、スピン転化、スピン復帰等の
、種々の脈動及び検出シーケンスを用いることにより、
検出信号からは、例えば、検体の対応体積要素において
ピクセル（ｐｉｘｅｌ）強度が傑作成核の密度に比例す
る様な像（例えばプロトン密度像）、Ｔ及びＴ２等の、
種々の型のＭＲ像が作成される。 ［０００８］ ＭＲＩ原理を概略的に論するためには、Ｂｏｔ ｔｏｍ
ｌ ｅｙ（７）Ｒｅｖ、Ｓｃ ｉＩｎｓｔｒｕｍ ５
３ （１９８２年）の第１３１９〜１３３７頁、Ｈｉｎ
ｓｈａｗ ｅｔ ａｌ、のＰｒｏｃ、ＩＥＥＥ
７１ （１９８３年）の第３３８〜３５０頁、Ｈｏｕｓ
ｅのＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ、Ｎｕｃｌ、Ｓｃｉ、Ｎ５
−２７ （１９８０年）の第１２２０〜１２２６頁、Ｋ
ｏｕｔｃｈｅｒ ｅｔ ａｌ、のＪＮｕｃ １．Ｍ
ｅｄ、２５ （１９８４年）の第３７１〜３８２頁、ニ
ューヨークのアカデミツクプレスのＷａｕｇｈにより編
集されな″磁気共鳴における進歩パにおけるＭａｎｓｆ
ｉｅｌｄ ｅｔ ａｌ、 ＴｗｉｅｇのＭｅｄ、
Ｐｈｙｓ。 １０ （１９８３年）の第６１０〜６２１頁、及び、Ｌ
ｏｎｄｏｎ、ＨｅｉｎｅｍａｎｎのＫｅａｎ ｅｔ、
ａｌ、によるＩＩ磁気共鳴像作成”（１９８６年
）等の論文を参照されたい。 ［０００９］ これまでのＭＲ像作成装置においては、一次磁場旦。は
超伝導性磁石、抵抗性磁石、或いは、永久磁石により発
生されていた。ＭＲＩにおいて用いられる一次磁場の強
度を如何に選択するかにより、発生される像の質及び特
性、並びに・像作成時間及びＭＲ像作成装置の製造及び
ランニングコストが影響を受ける。従って、例えば、所
定の像獲得処理に対してより高強度の一次磁場を用いた
場合には信号／ノイズ（Ｓ／Ｎ）比は改善される。その
結果、超伝導磁石により発生され得る大きな一次磁場を
用いることにより、現在において得られるものの内で最
も優れたＭＲ像が作成される。と言うのも、斯かる磁石
は、強さ、安定性及び均一性が夫々極めて高いと同時に
、外部磁場を成る程度遮蔽する磁場を生成するからであ
る。しかし乍ら、斯かる磁石は極めて高価であるととも
に管理及び保持が極めて困難であるという欠点があり、
また、最近では、強磁場を用いた場合には危険が伴なう
ことが分かつてきた。 ［００１０］ 例えば２０００ガウス（０，２Ｔ）の様な低磁場では抵
抗性磁石を使用することが可能であり、また、２００ガ
ウス（０，０２Ｔ）以下の磁場に対しても、斯かる磁石
は廉価であり且つ操作取付が簡単である。しかし乍ら、
弱い磁場においては特にＭＲ他信号振幅及び周波数が低
いことに起因してＳＮ比が悪い、という技術的問題が生
ずる。 ［００１１］ この技術的問題は、種々の手法により解決が試みられて
きた。例えばＨａｆｓｆｕｎｄ Ｎｙｃｏｍｅｄ及び
Ｌｕｒｉｅ ｅｔ ａｌ、は、夫々、Ｗ〇−Ａ−８
８／１０４１９、及び、Ｍａｇｎ、Ｒｅ５ｏｎ、７６
（１９８８年）の第３６０〜３７０頁において、結合電
子スピン共鳴（ＥＳＲ）遷移を引起こすことにより生ず
る動的分極を用いてＭＲ信号強度を増大することを記述
している。また、１９８８年８月２０〜２６日二行なわ
れた医学磁気共鳴学会の第７年炊合合の記録の第１０６
０頁において、５ｔｅｐｉｓｎｉｋ ｅｔ ａｌ、
は、ＭＲ他信号検出に先駆けて傑作成核を高磁場で振動
せしめることにより分極が増大されることを示した。ま
た、高周波受信コイルを、液体窒素で冷却し、且つ／或
いは、超伝導材料で作ることにより、ＭＲ信号検出器、
高周波受信コイルのノイズを減少せしめることにより、
ＳＮ比を増大せしめることも可能である。 ［００１２］ 電子スピン共鳴により強められた磁気共鳴像作成（ＥＳ
ＲＥＭＲＩ）において動的な分極効果を用いると、その
絶対的大きさが幾つかの要因に依存し乍らも実際には１
００以上の値を有する係数（Ｅ）を乗じただけＭＲ他信
号強度は増大する。 ［００１３］ ＥＳＲＥＭＲＩにおいて常磁性材料（゛′対比物質゛′
）はＥＳＲ遷移の源になるとともに、通常は像作成を行
なう前に、例えば人間、或いは、例えば哺乳類などの人
間以外の体内、或いは、無生物試料等の像作成被験者内
に取入れられる。被験者は、対比物質のＥＳＲ遷移の幾
らか或いは全てを励起すべく選択された第一の周波数及
び振幅を有する放射線（これは、ＭＷ周波数程度とされ
るが、簡素化の為、以下においてはＭＷ放射線と称する
）により照射される。ＭＲ像を作成するために、被験者
は、像作成核中で核スピン遷移を引起こすべく選択され
た第２の周波数を有する放射線（これは、ラジオ波程度
の周波数とされるが、簡素化の為、以下においてはＲＦ
放射線と称する）に晒される。ＥＳＲにより強められた
ＭＲ像を得ることのできるＭＲ倍信号得るべきＲＦ放射
線を“印加する時期、及び、磁場勾配を加える手法は、
ＷＯ−Ａ−８８／１０４１９に記述された如き従来のも
のとすることが出来る。 ［００１４］ 結果、対比物質を含む被験者の体積を示すとともに、理
論的には３３０もの大きな値を有する係数Ｅだけ信号強
度が増幅された増大ＭＲ像が得られる。 ［００１５］ この様に、ＥＳＲＥＭＲＩは、像作成において極めて大
きなＳＮ比を有する、という利点を有している。従って
、一次磁場が比較的低磁場であっても、良質な像を得る
ことが出来る。別の利点としては、対比物質を含む部分
が対比物質を含まない部分よりも像中で相当に強く示さ
れることが挙げられる。この事は、検体或いは患者の体
内における循環切換機能を検査する上で特に有用である
。 ［００１６］
う際に広く用いられる様になりつつある、非破壊的像技
術である。該技術は、１９７３年に磁気共鳴（ＭＲ）像
作成に関して最初に刊行を行なったＬａｕｔｅｒｂｕｒ
により開発されたものである。又、全世界では、１９８
５年までに少なくとも５００台のＭ、Ｒ像装置が臨床学
的に用いられるべく設置された（例えばＬａｕｔｅｒｂ
ｕｒのＮａｔｕｒｅ２４２ （１９７３年）の第１９０
〜１９１頁、ＳｔｅｉｎｂｅｒｇのＡＪ、Ｒ，１４７（
１９８６年）の第４５３〜４５４頁、及び、５ｔｅｉｎ
ｅｒのＡ、Ｊ、Ｒ，１４５（１９８５年）の第８８３〜
８９３頁を参照）。 ［０００３］ ＭＲ像は、磁場中に置かれるとともに脈動する放射線に
晒された例えば人体或いは動物体等の検体から検出され
たＭＲ倍信号処理操作することにより行なわれ、又、上
記放射線は典型的には、検体中で選択された非ゼロスピ
ン核（゛′像作成核″）におけるＭＲ遷移を励起すべく
選択された周波数を有する高周波の放射線とされる。 ［０００４］ 像作成段階において空間情報をＭＲ倍信号変換する為に
、−様な一次磁場旦。 に磁場勾配を掛けることにより、検体が置かれる磁場は
変化せしめられる。従っ並びに、当然ではあるカミ化学
的環境、及び、（例えば１Ｈ１１３ｃ、１９Ｆともされ
得る）核の同位体性の如き要因、に依存することから、
ＭＲ遷移を励起する脈動放射線に検体が晒される間、検
体に対し２方向に磁場勾配をかけることにより、ＭＲ倍
信号発せられるｘｙ平面内にて検体を貫通する切片の２
方向における位置及び幅は、一次磁場旦。の強度、加え
られた磁場の勾配ｄ旦／ ｄ ｚ、及び、励起脈動の周
波数及び帯域幅により限定される。 ［０００５］ 次に、ＭＲ遷移を励起する放射線の最初のパルスと、Ｍ
Ｒ倍信号検出される期間及び検出期間との間において更
なる磁場勾配を掛けることにより、Ｘ及びｙ空間情報も
またＭＲ倍信号変換され得る。 ２１６一 ［０００６］ 当該技術分野においては幾つかの異なる変換技術が知ら
れているが、それらの全ては、一次磁場に対し、ＭＲ遷
移励起／ＭＲ信号検出サイクルにおいて特定のシーケン
スで、種々の強度の及び／或いは種々の方向の磁場勾配
を掛けることにより行なわれている。 ［０００７］ 更に、例えばスピン共鳴、スピン転化、スピン復帰等の
、種々の脈動及び検出シーケンスを用いることにより、
検出信号からは、例えば、検体の対応体積要素において
ピクセル（ｐｉｘｅｌ）強度が傑作成核の密度に比例す
る様な像（例えばプロトン密度像）、Ｔ及びＴ２等の、
種々の型のＭＲ像が作成される。 ［０００８］ ＭＲＩ原理を概略的に論するためには、Ｂｏｔ ｔｏｍ
ｌ ｅｙ（７）Ｒｅｖ、Ｓｃ ｉＩｎｓｔｒｕｍ ５
３ （１９８２年）の第１３１９〜１３３７頁、Ｈｉｎ
ｓｈａｗ ｅｔ ａｌ、のＰｒｏｃ、ＩＥＥＥ
７１ （１９８３年）の第３３８〜３５０頁、Ｈｏｕｓ
ｅのＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ、Ｎｕｃｌ、Ｓｃｉ、Ｎ５
−２７ （１９８０年）の第１２２０〜１２２６頁、Ｋ
ｏｕｔｃｈｅｒ ｅｔ ａｌ、のＪＮｕｃ １．Ｍ
ｅｄ、２５ （１９８４年）の第３７１〜３８２頁、ニ
ューヨークのアカデミツクプレスのＷａｕｇｈにより編
集されな″磁気共鳴における進歩パにおけるＭａｎｓｆ
ｉｅｌｄ ｅｔ ａｌ、 ＴｗｉｅｇのＭｅｄ、
Ｐｈｙｓ。 １０ （１９８３年）の第６１０〜６２１頁、及び、Ｌ
ｏｎｄｏｎ、ＨｅｉｎｅｍａｎｎのＫｅａｎ ｅｔ、
ａｌ、によるＩＩ磁気共鳴像作成”（１９８６年
）等の論文を参照されたい。 ［０００９］ これまでのＭＲ像作成装置においては、一次磁場旦。は
超伝導性磁石、抵抗性磁石、或いは、永久磁石により発
生されていた。ＭＲＩにおいて用いられる一次磁場の強
度を如何に選択するかにより、発生される像の質及び特
性、並びに・像作成時間及びＭＲ像作成装置の製造及び
ランニングコストが影響を受ける。従って、例えば、所
定の像獲得処理に対してより高強度の一次磁場を用いた
場合には信号／ノイズ（Ｓ／Ｎ）比は改善される。その
結果、超伝導磁石により発生され得る大きな一次磁場を
用いることにより、現在において得られるものの内で最
も優れたＭＲ像が作成される。と言うのも、斯かる磁石
は、強さ、安定性及び均一性が夫々極めて高いと同時に
、外部磁場を成る程度遮蔽する磁場を生成するからであ
る。しかし乍ら、斯かる磁石は極めて高価であるととも
に管理及び保持が極めて困難であるという欠点があり、
また、最近では、強磁場を用いた場合には危険が伴なう
ことが分かつてきた。 ［００１０］ 例えば２０００ガウス（０，２Ｔ）の様な低磁場では抵
抗性磁石を使用することが可能であり、また、２００ガ
ウス（０，０２Ｔ）以下の磁場に対しても、斯かる磁石
は廉価であり且つ操作取付が簡単である。しかし乍ら、
弱い磁場においては特にＭＲ他信号振幅及び周波数が低
いことに起因してＳＮ比が悪い、という技術的問題が生
ずる。 ［００１１］ この技術的問題は、種々の手法により解決が試みられて
きた。例えばＨａｆｓｆｕｎｄ Ｎｙｃｏｍｅｄ及び
Ｌｕｒｉｅ ｅｔ ａｌ、は、夫々、Ｗ〇−Ａ−８
８／１０４１９、及び、Ｍａｇｎ、Ｒｅ５ｏｎ、７６
（１９８８年）の第３６０〜３７０頁において、結合電
子スピン共鳴（ＥＳＲ）遷移を引起こすことにより生ず
る動的分極を用いてＭＲ信号強度を増大することを記述
している。また、１９８８年８月２０〜２６日二行なわ
れた医学磁気共鳴学会の第７年炊合合の記録の第１０６
０頁において、５ｔｅｐｉｓｎｉｋ ｅｔ ａｌ、
は、ＭＲ他信号検出に先駆けて傑作成核を高磁場で振動
せしめることにより分極が増大されることを示した。ま
た、高周波受信コイルを、液体窒素で冷却し、且つ／或
いは、超伝導材料で作ることにより、ＭＲ信号検出器、
高周波受信コイルのノイズを減少せしめることにより、
ＳＮ比を増大せしめることも可能である。 ［００１２］ 電子スピン共鳴により強められた磁気共鳴像作成（ＥＳ
ＲＥＭＲＩ）において動的な分極効果を用いると、その
絶対的大きさが幾つかの要因に依存し乍らも実際には１
００以上の値を有する係数（Ｅ）を乗じただけＭＲ他信
号強度は増大する。 ［００１３］ ＥＳＲＥＭＲＩにおいて常磁性材料（゛′対比物質゛′
）はＥＳＲ遷移の源になるとともに、通常は像作成を行
なう前に、例えば人間、或いは、例えば哺乳類などの人
間以外の体内、或いは、無生物試料等の像作成被験者内
に取入れられる。被験者は、対比物質のＥＳＲ遷移の幾
らか或いは全てを励起すべく選択された第一の周波数及
び振幅を有する放射線（これは、ＭＷ周波数程度とされ
るが、簡素化の為、以下においてはＭＷ放射線と称する
）により照射される。ＭＲ像を作成するために、被験者
は、像作成核中で核スピン遷移を引起こすべく選択され
た第２の周波数を有する放射線（これは、ラジオ波程度
の周波数とされるが、簡素化の為、以下においてはＲＦ
放射線と称する）に晒される。ＥＳＲにより強められた
ＭＲ像を得ることのできるＭＲ倍信号得るべきＲＦ放射
線を“印加する時期、及び、磁場勾配を加える手法は、
ＷＯ−Ａ−８８／１０４１９に記述された如き従来のも
のとすることが出来る。 ［００１４］ 結果、対比物質を含む被験者の体積を示すとともに、理
論的には３３０もの大きな値を有する係数Ｅだけ信号強
度が増幅された増大ＭＲ像が得られる。 ［００１５］ この様に、ＥＳＲＥＭＲＩは、像作成において極めて大
きなＳＮ比を有する、という利点を有している。従って
、一次磁場が比較的低磁場であっても、良質な像を得る
ことが出来る。別の利点としては、対比物質を含む部分
が対比物質を含まない部分よりも像中で相当に強く示さ
れることが挙げられる。この事は、検体或いは患者の体
内における循環切換機能を検査する上で特に有用である
。 ［００１６］
但し、ＥＳＲＥＭＲＩにも幾らかの制限が有り、例えば
、ＭＷ放射線が被験者を加熱する傾向が有ることは確か
である。従って、一定の寸法形状を有するとともに一定
の像体積を有する被験者に対しては、被験者により吸収
された電力Ｐ８はＭＷ放射線の振幅Ａの２乗及び周波数
Ｆの２乗とに比例する。従って、ｋ。 ｍ ｍを定数、ＤをＭ
Ｗ放射線のデユーティサイクル即ち被験者がＭＷ放射線
に晒される像作成合計時間の相対的割合とすれば、上記
電力Ｐば、下記の数式１により表される。デユーティサ
イクルが数式１に含まれるのは、ＭＷ前照射短し）ノ＜
ルス内に行なうことによりＭＷ加熱は制限されるからで
ある。従って、実際は、電力Ｐは、組織により負担され
たＭＷ電力吸収値である。１９８２年におけるＡＮＳＩ
のＣ９５，１０の安全レベルに依れば、この種の負担は
０．１時間に亙り行なうことが可能である。この電力吸
収は、固有の吸収速度（ＳＡＲ）が許容限度を越えない
程度に小さくしなければならない（ＳＡＲの定義及び勧
告上限値は、各国の省庁、例えば、米国においては連邦
薬品局、により定められる）。 ［００１７］
、ＭＷ放射線が被験者を加熱する傾向が有ることは確か
である。従って、一定の寸法形状を有するとともに一定
の像体積を有する被験者に対しては、被験者により吸収
された電力Ｐ８はＭＷ放射線の振幅Ａの２乗及び周波数
Ｆの２乗とに比例する。従って、ｋ。 ｍ ｍを定数、ＤをＭ
Ｗ放射線のデユーティサイクル即ち被験者がＭＷ放射線
に晒される像作成合計時間の相対的割合とすれば、上記
電力Ｐば、下記の数式１により表される。デユーティサ
イクルが数式１に含まれるのは、ＭＷ前照射短し）ノ＜
ルス内に行なうことによりＭＷ加熱は制限されるからで
ある。従って、実際は、電力Ｐは、組織により負担され
たＭＷ電力吸収値である。１９８２年におけるＡＮＳＩ
のＣ９５，１０の安全レベルに依れば、この種の負担は
０．１時間に亙り行なうことが可能である。この電力吸
収は、固有の吸収速度（ＳＡＲ）が許容限度を越えない
程度に小さくしなければならない（ＳＡＲの定義及び勧
告上限値は、各国の省庁、例えば、米国においては連邦
薬品局、により定められる）。 ［００１７］
【数１】
［００１８］
ＥＳＲＥＭＲＩの別の問題或いは制限は、 パ自然な像
、即ち、例えば検体のうちで対比物質を含まない部分の
像の様な、強められない像と関わりが有る。過剰加熱を
回避する為には、ＭＷ放射線の周波数Ｆとして十分に低
い値を選択する必要が有るが、その様にすれば、周波数
Ｆは磁場Ｂに比例することから、周ｍ
ｅ 波数Ｆで電子が共鳴する磁場Ｂを自動的に制限すること
になる。説明した様にｍ
−ｅＭＷ放射線を脈動させてデユーティサイク
ルＤを小さくすることにより、太きな値のＦに耐え得る
が、実際には限度が有る。上記数式１からは、この限度
がＡ、即ち、ＥＳＲ線を適切に励起或いは飽和する為に
必要とされるＭＷ振幅、により強い影響を受けることが
分かる。例えば酸化窒素の安定なフリーラジカルの様な
公知の常磁性材料は入熱に関して相当に大きなＡの値を
必要とする。例えば、ＷＯ−Ａ−９０７００９０４にお
いてＨａｆｓｌｕｎｄ Ｎｙｃｏｍｅｄにより論じら
れた如き重水素置換が行なわれた安定なフリーラジカル
の様な、改良が為された対比物質を用いたとしても、加
熱の問題を考慮すべきことは明らかである。 ［００１９］ いうことは、磁場の強さに比例する核分極が減少されて
、ＭＲ倍信号強度及び像の質も低下することを意味する
。それでも、ＭＲ倍信号増大が大きいことからＥＳＲＥ
ＭＲＩ像はまだ良質といえるが、自然像の品質は問題で
あり、また、実際の臨床学的な応用の為には、良質な自
然ＭＲＩ像を得る事が極めて望ましい、と言うのも、そ
うでなければ、″強調″対比物質を含む部位のＥＳＲＥ
ＭＲＩ像の解釈が妨げられるからである。 ［００２０］ 上記先行技術によれば、被験者をＥＳＲＥＭＲＩ像作成
装置から従来のＭＲＩ像作成装置に移動するという、厳
密に重ね合わせ得るＥＳＲＥＭＲＩ像及びＭＲ像を直ち
には発生し得ないであろう手順を踏むこと無く、ＥＳＲ
ＥＭＲＩ像及び適切な自然ＭＲ像が作成され得る、とい
う２種類の方法が示唆される。これらの方法はいずれも
、一次磁場を第１の値と第２の値との間で急激に循環切
換させるものであり、一次磁場が第１の値のときには、
いずれの方法においても、ＲＦ放射により核スピン遷移
が励起されてＭＲ倍信号検出され、且つ、一次磁場が第
２の値となったときに、一方の方法では核分極が行なわ
れるとともに他方の方法ではＭＷ前照射行なわれる。 ［００２月 斯かる方法の第１のものにおいては、（上記した）Ｓｔ
ｅｐｉｓｎｉｋ ｅｔａｌ、の方法が採用されるとと
もに、一次磁場は、スピン格子緩和時間ＴＩＰと略等し
い時間だけ継続する核分極の為の大きな値Ｂと、ＥＳＲ
ＥＭＲＩ像或いは自然ＭＲ像が作成される像作成の為の
低い値Ｂとの間で急激に循環切換される。分極期間にお
いて像作成核は適宜に高い程度の分極を行ない、該分極
は、像作成核のスピン−スピン緩和時間Ｔ２ｐ、Ｊ：り
も相当に短い時間内に一次磁場をＢｐからＢまで急激に
循環切換させることにより持越される。この様にすれば
、゛自然ＭＲ像を適切なものとするに十分な核分極を達
成し乍らも、ＭＷ加熱に耐え得る程十分に低い値Ｂを選
択することが可能となる。 ［００２２］ 第２の方法においては、５ｅｐｐｏｎｅｎ （フィンラ
ンド特許吊扉第８８３１５３号参照）の方法、或いは、
Ｌｕｒｉｅ ｅｔ ａｌ、の方法（Ｊ、Ｍａｇ。 Ｒｅｓｏｎ、８４．１９８９年、の４３１頁、及び、医
学磁気共鳴学会の第８年炊合合の記録の第３２９頁参照
）が用いられ、一次磁場は、低い値Ｂ。と高い値Ｂとの
間で急激に循環切換され、低い値Ｂは、ＥＳＲ飽和の為
に、比較的低いＯｅ ＭＷ加熱を生じながら傑作成核の動的核分極を達成する
為に被験者が比較的低周波数のＭＷ前照射晒されるとい
う時間Ｔ１ｐ、：略等しい時間だけ継続し、又、高い値
ＢはＭＲ像作成の励起検出切換が行なわれる像作成時間
の為のものである。 ［００２３］ しかし乍ら、これらの方法では、一次磁場の値を急激に
循環切換させる必要が有るという限りにおいて重大な欠
点を有しており、且つ、今日こおいて上記問題は、ＥＳ
ＲＥＭＲＩ装置に、ＥＳＲＥＭＲＩ核スピン遷移を励起
する共鳴信号を検出する間だけ第１の値の一次磁場を発
生せしめる手段と、自然ＭＲ像作成を行なう為の核スピ
ン遷移を励起する共鳴信号を検出する間だけ第２の高い
値の一次磁場を発生せしめる手段とを配備することによ
りより効率的に解決されることが分っている。 ［００２４］
、即ち、例えば検体のうちで対比物質を含まない部分の
像の様な、強められない像と関わりが有る。過剰加熱を
回避する為には、ＭＷ放射線の周波数Ｆとして十分に低
い値を選択する必要が有るが、その様にすれば、周波数
Ｆは磁場Ｂに比例することから、周ｍ
ｅ 波数Ｆで電子が共鳴する磁場Ｂを自動的に制限すること
になる。説明した様にｍ
−ｅＭＷ放射線を脈動させてデユーティサイク
ルＤを小さくすることにより、太きな値のＦに耐え得る
が、実際には限度が有る。上記数式１からは、この限度
がＡ、即ち、ＥＳＲ線を適切に励起或いは飽和する為に
必要とされるＭＷ振幅、により強い影響を受けることが
分かる。例えば酸化窒素の安定なフリーラジカルの様な
公知の常磁性材料は入熱に関して相当に大きなＡの値を
必要とする。例えば、ＷＯ−Ａ−９０７００９０４にお
いてＨａｆｓｌｕｎｄ Ｎｙｃｏｍｅｄにより論じら
れた如き重水素置換が行なわれた安定なフリーラジカル
の様な、改良が為された対比物質を用いたとしても、加
熱の問題を考慮すべきことは明らかである。 ［００１９］ いうことは、磁場の強さに比例する核分極が減少されて
、ＭＲ倍信号強度及び像の質も低下することを意味する
。それでも、ＭＲ倍信号増大が大きいことからＥＳＲＥ
ＭＲＩ像はまだ良質といえるが、自然像の品質は問題で
あり、また、実際の臨床学的な応用の為には、良質な自
然ＭＲＩ像を得る事が極めて望ましい、と言うのも、そ
うでなければ、″強調″対比物質を含む部位のＥＳＲＥ
ＭＲＩ像の解釈が妨げられるからである。 ［００２０］ 上記先行技術によれば、被験者をＥＳＲＥＭＲＩ像作成
装置から従来のＭＲＩ像作成装置に移動するという、厳
密に重ね合わせ得るＥＳＲＥＭＲＩ像及びＭＲ像を直ち
には発生し得ないであろう手順を踏むこと無く、ＥＳＲ
ＥＭＲＩ像及び適切な自然ＭＲ像が作成され得る、とい
う２種類の方法が示唆される。これらの方法はいずれも
、一次磁場を第１の値と第２の値との間で急激に循環切
換させるものであり、一次磁場が第１の値のときには、
いずれの方法においても、ＲＦ放射により核スピン遷移
が励起されてＭＲ倍信号検出され、且つ、一次磁場が第
２の値となったときに、一方の方法では核分極が行なわ
れるとともに他方の方法ではＭＷ前照射行なわれる。 ［００２月 斯かる方法の第１のものにおいては、（上記した）Ｓｔ
ｅｐｉｓｎｉｋ ｅｔａｌ、の方法が採用されるとと
もに、一次磁場は、スピン格子緩和時間ＴＩＰと略等し
い時間だけ継続する核分極の為の大きな値Ｂと、ＥＳＲ
ＥＭＲＩ像或いは自然ＭＲ像が作成される像作成の為の
低い値Ｂとの間で急激に循環切換される。分極期間にお
いて像作成核は適宜に高い程度の分極を行ない、該分極
は、像作成核のスピン−スピン緩和時間Ｔ２ｐ、Ｊ：り
も相当に短い時間内に一次磁場をＢｐからＢまで急激に
循環切換させることにより持越される。この様にすれば
、゛自然ＭＲ像を適切なものとするに十分な核分極を達
成し乍らも、ＭＷ加熱に耐え得る程十分に低い値Ｂを選
択することが可能となる。 ［００２２］ 第２の方法においては、５ｅｐｐｏｎｅｎ （フィンラ
ンド特許吊扉第８８３１５３号参照）の方法、或いは、
Ｌｕｒｉｅ ｅｔ ａｌ、の方法（Ｊ、Ｍａｇ。 Ｒｅｓｏｎ、８４．１９８９年、の４３１頁、及び、医
学磁気共鳴学会の第８年炊合合の記録の第３２９頁参照
）が用いられ、一次磁場は、低い値Ｂ。と高い値Ｂとの
間で急激に循環切換され、低い値Ｂは、ＥＳＲ飽和の為
に、比較的低いＯｅ ＭＷ加熱を生じながら傑作成核の動的核分極を達成する
為に被験者が比較的低周波数のＭＷ前照射晒されるとい
う時間Ｔ１ｐ、：略等しい時間だけ継続し、又、高い値
ＢはＭＲ像作成の励起検出切換が行なわれる像作成時間
の為のものである。 ［００２３］ しかし乍ら、これらの方法では、一次磁場の値を急激に
循環切換させる必要が有るという限りにおいて重大な欠
点を有しており、且つ、今日こおいて上記問題は、ＥＳ
ＲＥＭＲＩ装置に、ＥＳＲＥＭＲＩ核スピン遷移を励起
する共鳴信号を検出する間だけ第１の値の一次磁場を発
生せしめる手段と、自然ＭＲ像作成を行なう為の核スピ
ン遷移を励起する共鳴信号を検出する間だけ第２の高い
値の一次磁場を発生せしめる手段とを配備することによ
りより効率的に解決されることが分っている。 ［００２４］
従って、一つの見地からは、本発明は、被験者のＥＳＲ
ＥＭＲＩ像を作成する為の核スピン遷移励起及び磁気共
鳴信号を検出する間だけ第１の値の一次磁場を発生する
手段と、被験者の自然ＭＲ像を作成するための核スピン
遷移励起及び磁気共鳴信号を検出する間だけ第２の高い
値の一次磁場を発生せしめる手段と、更に好適には、そ
の様に作成されたＥＳＲＥＭＲＩ像及び自然ＭＲ像とを
例えば重ね合わせたりして組合せる手段と、を有するＥ
ＳＲＥＭＲＩ装置を提供する。 ［００２５］ 本発明は又、更なる見地からは被験者の磁気共鳴像を作
成する方法であって、第１の値の一次磁場を上記被験者
に掛ける間に検出された磁気共鳴信号から上記被験者の
少なくとも一部のＥＳＲＥＭＲＩ像を作成する段階と、
第２の一層高い値の一次磁場を上記被験者に掛ける間に
検出された磁気共鳴信号から上記被験者の少なくとも一
部の自然ＭＲ像を作成する段階と、更に好適には、上記
ＥＳＲＥＭＲＩ像と自然ＭＲ像とを例えば重ね合わせに
より組合せる段階、とから成つている。 ［００２６］
ＥＭＲＩ像を作成する為の核スピン遷移励起及び磁気共
鳴信号を検出する間だけ第１の値の一次磁場を発生する
手段と、被験者の自然ＭＲ像を作成するための核スピン
遷移励起及び磁気共鳴信号を検出する間だけ第２の高い
値の一次磁場を発生せしめる手段と、更に好適には、そ
の様に作成されたＥＳＲＥＭＲＩ像及び自然ＭＲ像とを
例えば重ね合わせたりして組合せる手段と、を有するＥ
ＳＲＥＭＲＩ装置を提供する。 ［００２５］ 本発明は又、更なる見地からは被験者の磁気共鳴像を作
成する方法であって、第１の値の一次磁場を上記被験者
に掛ける間に検出された磁気共鳴信号から上記被験者の
少なくとも一部のＥＳＲＥＭＲＩ像を作成する段階と、
第２の一層高い値の一次磁場を上記被験者に掛ける間に
検出された磁気共鳴信号から上記被験者の少なくとも一
部の自然ＭＲ像を作成する段階と、更に好適には、上記
ＥＳＲＥＭＲＩ像と自然ＭＲ像とを例えば重ね合わせに
より組合せる段階、とから成つている。 ［００２６］
ＭＷ加熱効果を確実に最小限にする為に、本発明の装置
は好適には、例えば被り者のＭＷ露出が６分間で体重に
関してｋｇ当り２Ｗ以下に維持されるごとき周波数にて
、一次磁場を第１の値と第２の値との間で循環切換させ
る手段を備えて成る。斯かる循環切換手段は、像作成装
置全体の作用を制御すべく配置されたコンピュータによ
り達成されれば好都合である。好適には、循環切換は例
えば１秒乃至６０秒の間隔で切換えることにより急激に
行なわれる。特に好適には、第一の値の一次磁場を掛け
る間、即ちＥＳＲＥＭＲＩ期間、を十分な長さとするこ
とにより少なくとも１個のＥＳＲＥＭＲＩ像が作成され
得る一方、第２の値の期間は自然像の作成に必要な信号
データセットの一部を検出するだけに十分な長さとする
様に、循環切換が行なわれる。この様にして、時的に変
化するＥ Ｓ ＲＥＭＲＴ像作成シーケンスは、同一の
全体時間に対して時的に平均化された自然像に匹敵し得
るものとなる。従って、本発明の方法では、ＥＳＲＥＭ
ＲＩ像作成に対し、例えば断見技術の様な所謂る高速作
像技術を用いることが特に好適である。 ［００２７］
は好適には、例えば被り者のＭＷ露出が６分間で体重に
関してｋｇ当り２Ｗ以下に維持されるごとき周波数にて
、一次磁場を第１の値と第２の値との間で循環切換させ
る手段を備えて成る。斯かる循環切換手段は、像作成装
置全体の作用を制御すべく配置されたコンピュータによ
り達成されれば好都合である。好適には、循環切換は例
えば１秒乃至６０秒の間隔で切換えることにより急激に
行なわれる。特に好適には、第一の値の一次磁場を掛け
る間、即ちＥＳＲＥＭＲＩ期間、を十分な長さとするこ
とにより少なくとも１個のＥＳＲＥＭＲＩ像が作成され
得る一方、第２の値の期間は自然像の作成に必要な信号
データセットの一部を検出するだけに十分な長さとする
様に、循環切換が行なわれる。この様にして、時的に変
化するＥ Ｓ ＲＥＭＲＴ像作成シーケンスは、同一の
全体時間に対して時的に平均化された自然像に匹敵し得
るものとなる。従って、本発明の方法では、ＥＳＲＥＭ
ＲＩ像作成に対し、例えば断見技術の様な所謂る高速作
像技術を用いることが特に好適である。 ［００２７］
本発明の装置及び方法においては、５ｔｅｐｉｓｎｉｋ
ｅｔ ａｌ、 （上述）及び／或いは５ｅｐｐ
ｏｎｅｎ （上述）の装置及び方法におけるのと同様の
急激な循環切換方法を採用し得ることは勿論ではあるが
、以下に詳細に述べる理由に依り、その様な方法は採用
されない。但し、もし採用するとすれば、ＥＳＲＥＭＲ
Ｉ像を作成する為に、一次磁場を、ＥＳＲ励起期間に対
する第３の値と、像期間に対する第１の値との間で循環
切換し、第３の値を第１の値よりも低くしても良い。こ
れに加え或いは代替的に、自然ＭＲ像の作成の為に、一
次磁場を、分極期間に対する第４の値と、像作成期間に
対する第２の値との間で循環切換し・第４の値をこの場
合には第２の値よりも大きくしてもよい。従って、本発
明にかかる装置は上記第３の値及び／或いは第４の値の
一次磁場を発生する手段を所望に応じて備えてもよい。 ［００２８３ 本発明の装置がＥＳＲＥＭＲＩ像或いはＭＲ像を作成す
るに必要な種々の構成要素を備えていることは勿論であ
る。例えば、該装置は、Ｗ○−Ａ−８８／１０４１９の
図面中に示された構造要素を備え得るものであり、又、
該公報は該参照により本明細書に取入れたものとする。 従って、本発明の装置は、磁場勾配を掛ける手段と、Ｍ
Ｗ放射線及びＲＦ放射線を掛ける手段と、ＲＦ放射線検
出手段と、検出されたＭＲ倍信号ら像を作成する手段と
を備えて成れば好都合であり、該像作成手段は、一般的
には種々の磁場発生手段及び放射線発生／検出手段の作
動を制御する作用を有するコンピュータとすれば好都合
である。勿論、斯かる構成要素自体は常用のものである
ことから、此処では説明を省略する。 ［００２９］ 本発明の装置は、上記強められた像と上記自然磁気共鳴
像とを発生する為に上記磁気共鳴信号を励起及び／或い
は検出するための一体的な或いは別体的な手段を好適に
備えて成る。 ［００３０］ 但し、好適実施例において本発明の装置は、例えば広帯
域電極の様な、対比物質内でひとつ以上のＥＳＲ遷移を
同時に励起し得るＭＷ放射線発生手段、或いは、特に好
適には、２種以上の周波数帯域のＭＷ放射線を発する手
段、を備え得る事を銘記する必要が有る。 ［００３１３ 又、種々の一次磁場発生手段が、当該装置と同一の構成
要素或いは別体の構成要素とされ得ることは理解されよ
う。同様に、ＥＳＲＥＭＲＩ像作成及び自然ＭＲ像作成
の為のＲＦ放射線印加手段及び検出手段も同一でもよく
或いは別体でもよい。 ［００３２］ 診断専門医は、ＥＳＲＥＭＲＩ像或いは自然ＭＲ像を個
々に検査する必要が無く、或いは、検査する意志が無い
ことも有り、又、画像を組合せたものを欲する可能性も
有ることから、本発明の方法により作成された像は実際
に視認し得る形態である必要は無く、その代わり、単に
、有形の像を形成すべく処理され得るデ−夕形態として
コンピュータメモリ或いは他のデータ記１意手段に適宜
に記憶しても良い。 ［００３３］ 本発明の一つの好適実施例に係る装置においては、磁気
共鳴信号（自由誘導減衰信号）を検出するとともに、核
スピン遷移を励起する放射線（ＲＦ放射線）を被験者に
照射する為に選択的に用いられ得るコイルは、ＥＳＲＥ
ＭＲＩ像及びＭＲ像の両者に関して共用である。この場
合、当該装置は、ＲＦコイルをＥＳＲＥＭＲＩ像期間と
自然ＭＲ像像間間の間で切換える手段を備えるものとす
るカミ代りに、切換えの不要な広帯域コイルを用いるこ
とは可能である。代替的な好適実施例において本発明の
装置は、交換可能な２つのＲＦコイル（或いはコイルセ
ット）を備え、第１のコイルをＥＳＲＥＭＲＩ像期間中
に作動させ、且つ、第２のコイルを自然ＭＲ像像間間中
作動させる。該２つのコイル或いはコイルセットは例え
ば、各々を作動位置に適宜に出し入れし得る機械的案内
機構を夫々配備することにより交換すれる。 ［００３４］ いずれの場合にも、本発明の装置は、被験者の移動無し
に、特に、磁場勾配を掛けるコイルに関する被験者の位
置を保持し乍ら、ＥＳＲＥＭＲＩ像作成モードから自然
ＭＲＲ作成モードに切換えることができる。 ［００３５］ 同一の一次磁場を用いてＥＳＲ励起を行なう場合は特に
、一次磁場の強度の第１の値（ＥＳＲＥＭＲＩ像作成期
間中における強度）として好適な強度を選択することは
成る程度の妥協を意味する。従って、ＭＷ加熱により定
まる安全限度内において可能な限り数値を高くする必要
が有るが、この事は、ＭＷ放射線の強度を十分に高くし
て、例えば、増大がＭＷ振幅に比例しない様な点まで遷
移を飽和させる様にして、像作成部位内でＥＳＲ遷移を
励起してＳＮ比の増大を満足し得る程度に十分に達成し
なければならない、ということを考慮して行なわねばな
らず、同様に、実用上の理由がらは、ＭＷデユーティサ
イクルは好適には２０％を越えないように、特に好適に
は１０％までとし、特に５〜１０％、そして更に詳細に
は略５％とすべきことを優先的に考慮して行なわねばな
らない。 ［００３６］ これとは対照的に、一次磁場の強度の第２の値（自然Ｍ
Ｒ像期間内における強度）は、経済的制約及び他の実用
上の制約に依る限度内で可能な限り高く選択することが
好適である。ＲＦコイルをＥＳＲＥＭＲＩ像期間と自然
ＭＲ像像間間の間で切換える必要が有る場合には、−層
高い周波数に切換える際に、コイルの漂遊静電容量或い
は他の同様の物理的現象により制約を受けることから第
２の値の強度は制限される。 ［００３７］ 上述した如く、ＥＳＲＥＭＲＩ像期間に対するＥＳＲ励
起を（第１の）中間の一次磁場との間で急激に循環切換
される（第３の）低い一次磁場において行ない乍ら（第
２の）高い一次磁場で自然ＭＲ像を作成する場合、一方
では、第１の（中間）磁場レベルを注意深く選択するこ
とにより、電力レベルと急激な循環切換につきものの渦
巻電流の問題とを処理可能な限度内に留めることができ
、他方では、第１の磁場においてＲＦコイルの効率を良
好なものとするとともに、磁場の第１の値と第２の値と
の差が小さいことに依り、コイル切換に伴なう問題が減
少される。この様にして、循環切換時の仕事率は、自然
ＭＲＲ作成時の仕事率に匹敵し得るものとなる。 ［００３８］ 従って、本発明は、像作成波、験者の位置を変える事な
く、解析を容易なものとすべく迅速且つ正確に重ね合わ
せられ得る、同一部位のＥＳＲＥＭＲＩ像及び自然ＭＲ
像を作成し得る、方法及び装置を提供する。 ［００３９］ 本発明の装置に依る利点は、急激な循環切換に完全に依
存する方法の欠点を考慮した場合に、特に明確に理解さ
れるものであり、且つ、以下に論する如く、像の品質の
増大に対して特徴数（ＦＯＭ）を算出することにより特
に明確に実証される。 ［００４０］ 一次磁場の急激な循環切換に完全に依存することの欠点
は、以下の例により良く示される。即ち、現在において
入手可能であるとともに、妥当な自然ＭＲ像と考えられ
る像を作成する市販のＭＲ像作成器における最も低い磁
場強度は、０゜０４Ｔである。磁石には１１５ｖで１０
４Ａの電流が流れ、１２ ｋＷの電力が消費される。こ
の磁石を、例えば１０ミリ秒内にＢ ＝０．ＯＩＴとＢ
ｏ＝０．０４Ｔとの間で脈動させるには、誘導効果（０
，０６ヘンリー）に打ち勝つ為に５００Ｖの電圧が必要
とされる。このとき、電源のピーク電力は６４ ｋＷま
で増大する。更に、電源はバイポーラでなければならな
い。これらの高電力レベルで急激な切換えを行ない得る
と同時に、切換え直後に必要とされる安定度を１００万
分の一原子に抑え得る電源を用意することは、複雑であ
るとともに費用が嵩むものである。 ［００４１］ 急激な循環切換は、像作成体の近傍及び離間箇所で生ず
る渦巻電流効果によっても困難なものとなる。磁場に対
して直角に配向された数センチメータ以上の最小寸法の
銅片及びアルミニウム片は、１０ミリ秒以上の時定数を
有する渦巻き電流を誘起する。此の事は、現在のシステ
ムが強磁性目的物を傷つけやすいのと同様に、上記寸法
程度の全ての金属を傷つけやすいことを意味する。これ
は何故かといえば、（その内部が渦巻き電流により遮蔽
されて）全体として反磁性の目的物カミ時間に依存する
とともに符号が逆ではあるが、同−寸法及び形状の強磁
性目的物と同様の磁場摂動を引起こすからである。理論
的には、渦巻き電流を防止すべく、磁石を注意深く設計
するとともに、巻線中に細片状導体を含まないようにし
、更には細分された鉄から成る強磁性カバーを含む様に
すれば有用である。 しかし乍ら、実際にはこの種のカバーは高価であるとと
もに、渦巻き電流が生じないように構成すること自体が
困難である。 ［００４２］ この様に、磁場の急激な循環切換自体は、安全なＭＷ加
熱レベルで適切な自然ＭＲ像及びＥＳＲＥＭＲＩ像を作
成する解決策を提供するものでない。このことは、上述
した計算によっても更に立証される処である。 ［００４３］ 品質がＳＮ比とデータ収集に費やされる総計時間とによ
り影響を受けるものとすれば（これは、複数のデータセ
ットを平均化する効果を考慮に入れている）ＦＯＭを選
択するとき、成る特定の品質の像を作成するに要する時
間は正反対になる。従って、ｋ２を定数、ＳＮをＳＮ比
、データ収集効率Ｄｃｅを、有用な像データを収集する
に要する像作成総時間の割合とすれば、ＦＯＭは下記数
式２の様に書ける。但し、上記数式１の条件が満足され
る必要がある。此処で、２種類の磁場強度が用いられる
ことから、上記数式１は下記数式３の様に書換えられる
。 ［００４４］
ｅｔ ａｌ、 （上述）及び／或いは５ｅｐｐ
ｏｎｅｎ （上述）の装置及び方法におけるのと同様の
急激な循環切換方法を採用し得ることは勿論ではあるが
、以下に詳細に述べる理由に依り、その様な方法は採用
されない。但し、もし採用するとすれば、ＥＳＲＥＭＲ
Ｉ像を作成する為に、一次磁場を、ＥＳＲ励起期間に対
する第３の値と、像期間に対する第１の値との間で循環
切換し、第３の値を第１の値よりも低くしても良い。こ
れに加え或いは代替的に、自然ＭＲ像の作成の為に、一
次磁場を、分極期間に対する第４の値と、像作成期間に
対する第２の値との間で循環切換し・第４の値をこの場
合には第２の値よりも大きくしてもよい。従って、本発
明にかかる装置は上記第３の値及び／或いは第４の値の
一次磁場を発生する手段を所望に応じて備えてもよい。 ［００２８３ 本発明の装置がＥＳＲＥＭＲＩ像或いはＭＲ像を作成す
るに必要な種々の構成要素を備えていることは勿論であ
る。例えば、該装置は、Ｗ○−Ａ−８８／１０４１９の
図面中に示された構造要素を備え得るものであり、又、
該公報は該参照により本明細書に取入れたものとする。 従って、本発明の装置は、磁場勾配を掛ける手段と、Ｍ
Ｗ放射線及びＲＦ放射線を掛ける手段と、ＲＦ放射線検
出手段と、検出されたＭＲ倍信号ら像を作成する手段と
を備えて成れば好都合であり、該像作成手段は、一般的
には種々の磁場発生手段及び放射線発生／検出手段の作
動を制御する作用を有するコンピュータとすれば好都合
である。勿論、斯かる構成要素自体は常用のものである
ことから、此処では説明を省略する。 ［００２９］ 本発明の装置は、上記強められた像と上記自然磁気共鳴
像とを発生する為に上記磁気共鳴信号を励起及び／或い
は検出するための一体的な或いは別体的な手段を好適に
備えて成る。 ［００３０］ 但し、好適実施例において本発明の装置は、例えば広帯
域電極の様な、対比物質内でひとつ以上のＥＳＲ遷移を
同時に励起し得るＭＷ放射線発生手段、或いは、特に好
適には、２種以上の周波数帯域のＭＷ放射線を発する手
段、を備え得る事を銘記する必要が有る。 ［００３１３ 又、種々の一次磁場発生手段が、当該装置と同一の構成
要素或いは別体の構成要素とされ得ることは理解されよ
う。同様に、ＥＳＲＥＭＲＩ像作成及び自然ＭＲ像作成
の為のＲＦ放射線印加手段及び検出手段も同一でもよく
或いは別体でもよい。 ［００３２］ 診断専門医は、ＥＳＲＥＭＲＩ像或いは自然ＭＲ像を個
々に検査する必要が無く、或いは、検査する意志が無い
ことも有り、又、画像を組合せたものを欲する可能性も
有ることから、本発明の方法により作成された像は実際
に視認し得る形態である必要は無く、その代わり、単に
、有形の像を形成すべく処理され得るデ−夕形態として
コンピュータメモリ或いは他のデータ記１意手段に適宜
に記憶しても良い。 ［００３３］ 本発明の一つの好適実施例に係る装置においては、磁気
共鳴信号（自由誘導減衰信号）を検出するとともに、核
スピン遷移を励起する放射線（ＲＦ放射線）を被験者に
照射する為に選択的に用いられ得るコイルは、ＥＳＲＥ
ＭＲＩ像及びＭＲ像の両者に関して共用である。この場
合、当該装置は、ＲＦコイルをＥＳＲＥＭＲＩ像期間と
自然ＭＲ像像間間の間で切換える手段を備えるものとす
るカミ代りに、切換えの不要な広帯域コイルを用いるこ
とは可能である。代替的な好適実施例において本発明の
装置は、交換可能な２つのＲＦコイル（或いはコイルセ
ット）を備え、第１のコイルをＥＳＲＥＭＲＩ像期間中
に作動させ、且つ、第２のコイルを自然ＭＲ像像間間中
作動させる。該２つのコイル或いはコイルセットは例え
ば、各々を作動位置に適宜に出し入れし得る機械的案内
機構を夫々配備することにより交換すれる。 ［００３４］ いずれの場合にも、本発明の装置は、被験者の移動無し
に、特に、磁場勾配を掛けるコイルに関する被験者の位
置を保持し乍ら、ＥＳＲＥＭＲＩ像作成モードから自然
ＭＲＲ作成モードに切換えることができる。 ［００３５］ 同一の一次磁場を用いてＥＳＲ励起を行なう場合は特に
、一次磁場の強度の第１の値（ＥＳＲＥＭＲＩ像作成期
間中における強度）として好適な強度を選択することは
成る程度の妥協を意味する。従って、ＭＷ加熱により定
まる安全限度内において可能な限り数値を高くする必要
が有るが、この事は、ＭＷ放射線の強度を十分に高くし
て、例えば、増大がＭＷ振幅に比例しない様な点まで遷
移を飽和させる様にして、像作成部位内でＥＳＲ遷移を
励起してＳＮ比の増大を満足し得る程度に十分に達成し
なければならない、ということを考慮して行なわねばな
らず、同様に、実用上の理由がらは、ＭＷデユーティサ
イクルは好適には２０％を越えないように、特に好適に
は１０％までとし、特に５〜１０％、そして更に詳細に
は略５％とすべきことを優先的に考慮して行なわねばな
らない。 ［００３６］ これとは対照的に、一次磁場の強度の第２の値（自然Ｍ
Ｒ像期間内における強度）は、経済的制約及び他の実用
上の制約に依る限度内で可能な限り高く選択することが
好適である。ＲＦコイルをＥＳＲＥＭＲＩ像期間と自然
ＭＲ像像間間の間で切換える必要が有る場合には、−層
高い周波数に切換える際に、コイルの漂遊静電容量或い
は他の同様の物理的現象により制約を受けることから第
２の値の強度は制限される。 ［００３７］ 上述した如く、ＥＳＲＥＭＲＩ像期間に対するＥＳＲ励
起を（第１の）中間の一次磁場との間で急激に循環切換
される（第３の）低い一次磁場において行ない乍ら（第
２の）高い一次磁場で自然ＭＲ像を作成する場合、一方
では、第１の（中間）磁場レベルを注意深く選択するこ
とにより、電力レベルと急激な循環切換につきものの渦
巻電流の問題とを処理可能な限度内に留めることができ
、他方では、第１の磁場においてＲＦコイルの効率を良
好なものとするとともに、磁場の第１の値と第２の値と
の差が小さいことに依り、コイル切換に伴なう問題が減
少される。この様にして、循環切換時の仕事率は、自然
ＭＲＲ作成時の仕事率に匹敵し得るものとなる。 ［００３８］ 従って、本発明は、像作成波、験者の位置を変える事な
く、解析を容易なものとすべく迅速且つ正確に重ね合わ
せられ得る、同一部位のＥＳＲＥＭＲＩ像及び自然ＭＲ
像を作成し得る、方法及び装置を提供する。 ［００３９］ 本発明の装置に依る利点は、急激な循環切換に完全に依
存する方法の欠点を考慮した場合に、特に明確に理解さ
れるものであり、且つ、以下に論する如く、像の品質の
増大に対して特徴数（ＦＯＭ）を算出することにより特
に明確に実証される。 ［００４０］ 一次磁場の急激な循環切換に完全に依存することの欠点
は、以下の例により良く示される。即ち、現在において
入手可能であるとともに、妥当な自然ＭＲ像と考えられ
る像を作成する市販のＭＲ像作成器における最も低い磁
場強度は、０゜０４Ｔである。磁石には１１５ｖで１０
４Ａの電流が流れ、１２ ｋＷの電力が消費される。こ
の磁石を、例えば１０ミリ秒内にＢ ＝０．ＯＩＴとＢ
ｏ＝０．０４Ｔとの間で脈動させるには、誘導効果（０
，０６ヘンリー）に打ち勝つ為に５００Ｖの電圧が必要
とされる。このとき、電源のピーク電力は６４ ｋＷま
で増大する。更に、電源はバイポーラでなければならな
い。これらの高電力レベルで急激な切換えを行ない得る
と同時に、切換え直後に必要とされる安定度を１００万
分の一原子に抑え得る電源を用意することは、複雑であ
るとともに費用が嵩むものである。 ［００４１］ 急激な循環切換は、像作成体の近傍及び離間箇所で生ず
る渦巻電流効果によっても困難なものとなる。磁場に対
して直角に配向された数センチメータ以上の最小寸法の
銅片及びアルミニウム片は、１０ミリ秒以上の時定数を
有する渦巻き電流を誘起する。此の事は、現在のシステ
ムが強磁性目的物を傷つけやすいのと同様に、上記寸法
程度の全ての金属を傷つけやすいことを意味する。これ
は何故かといえば、（その内部が渦巻き電流により遮蔽
されて）全体として反磁性の目的物カミ時間に依存する
とともに符号が逆ではあるが、同−寸法及び形状の強磁
性目的物と同様の磁場摂動を引起こすからである。理論
的には、渦巻き電流を防止すべく、磁石を注意深く設計
するとともに、巻線中に細片状導体を含まないようにし
、更には細分された鉄から成る強磁性カバーを含む様に
すれば有用である。 しかし乍ら、実際にはこの種のカバーは高価であるとと
もに、渦巻き電流が生じないように構成すること自体が
困難である。 ［００４２］ この様に、磁場の急激な循環切換自体は、安全なＭＷ加
熱レベルで適切な自然ＭＲ像及びＥＳＲＥＭＲＩ像を作
成する解決策を提供するものでない。このことは、上述
した計算によっても更に立証される処である。 ［００４３］ 品質がＳＮ比とデータ収集に費やされる総計時間とによ
り影響を受けるものとすれば（これは、複数のデータセ
ットを平均化する効果を考慮に入れている）ＦＯＭを選
択するとき、成る特定の品質の像を作成するに要する時
間は正反対になる。従って、ｋ２を定数、ＳＮをＳＮ比
、データ収集効率Ｄｃｅを、有用な像データを収集する
に要する像作成総時間の割合とすれば、ＦＯＭは下記数
式２の様に書ける。但し、上記数式１の条件が満足され
る必要がある。此処で、２種類の磁場強度が用いられる
ことから、上記数式１は下記数式３の様に書換えられる
。 ［００４４］
【数２】
［００４５］
【数３】
［００４６］
ｋ を更なる定数とした場合、ｋｏＦｍかに１Ｂｏと置
き換えられるのである。 ［００４７］ ＳＮは種々の別個の設計変数に依存する。″医学におけ
る磁気共鳴主゛（１９８６年）の第６０４頁において、
ＥｄｅｌｓｔｅｉｎばＳＮに影響を与える因子を分析し
、内因的なものと外因的なものとに分けた。 ［００４８］ 内因的な因子は、一方では分極期間と像作成期間との両
者において用いられる一次磁場の強度の値であり、他方
では、例えば患者の体組織からの様な、被験者からの不
可避のノイズである。外因的な因子は、ＲＦコイル、周
囲の磁石構造等における損失から生ずるノイズであり、
即ち、基本的には設計を改良することにより回避される
因子である。従って、ＳＮの内因的因子はＢに比例する
。ＲＦコイル及び他の出所からの外因的なノイズは、コ
イル効率と呼ばれる因子Ｃｅに含まれ得る。該因子は、
被験者の信号電力損失を総計信号電力損失で除したもの
と定義されるカミ此の事は、ＳＮがＣｅの２乗根に比例
する事を意味する。 ［００４９］ 動的分極と磁場循環切換とを含む測定時の傑作成核分極
は、上記引用公報の如きＢではなく、Ｅ−Ｂに比例し、
従って、Ｅ−Ｂは式中でＢの場所に入る。 ○ ｅ
ｅ 。 斯くして、ＥをＡの関数とし、ＣｅをＢの関数とすれば
、ＳＮは下記数式４のｍ
Ｑ様に書ける（一次磁場を循環切換しないシス
テムではＢ ＝Ｂである）。 ｅ ［００５０］
き換えられるのである。 ［００４７］ ＳＮは種々の別個の設計変数に依存する。″医学におけ
る磁気共鳴主゛（１９８６年）の第６０４頁において、
ＥｄｅｌｓｔｅｉｎばＳＮに影響を与える因子を分析し
、内因的なものと外因的なものとに分けた。 ［００４８］ 内因的な因子は、一方では分極期間と像作成期間との両
者において用いられる一次磁場の強度の値であり、他方
では、例えば患者の体組織からの様な、被験者からの不
可避のノイズである。外因的な因子は、ＲＦコイル、周
囲の磁石構造等における損失から生ずるノイズであり、
即ち、基本的には設計を改良することにより回避される
因子である。従って、ＳＮの内因的因子はＢに比例する
。ＲＦコイル及び他の出所からの外因的なノイズは、コ
イル効率と呼ばれる因子Ｃｅに含まれ得る。該因子は、
被験者の信号電力損失を総計信号電力損失で除したもの
と定義されるカミ此の事は、ＳＮがＣｅの２乗根に比例
する事を意味する。 ［００４９］ 動的分極と磁場循環切換とを含む測定時の傑作成核分極
は、上記引用公報の如きＢではなく、Ｅ−Ｂに比例し、
従って、Ｅ−Ｂは式中でＢの場所に入る。 ○ ｅ
ｅ 。 斯くして、ＥをＡの関数とし、ＣｅをＢの関数とすれば
、ＳＮは下記数式４のｍ
Ｑ様に書ける（一次磁場を循環切換しないシス
テムではＢ ＝Ｂである）。 ｅ ［００５０］
【数４】
［００５１］
上記数式２のＳＮの項に上記数式４の右辺を代入すると
、２ 。 但し、定数に４＝に１に３でのる。 ［００５２］ 下記数式５が得られ
、２ 。 但し、定数に４＝に１に３でのる。 ［００５２］ 下記数式５が得られ
【数５】
［００５３］
上記数式３により定義される許容加熱限度内においてＦ
ＯＭを最適化する事が望ましいことは勿論であり、これ
は最初にＥ （Ａ ）を最適化することにより行なわれ
る。関数Ｅ （Ａｍ）の理論上の式は知られているが、
斯かる理論式は、傑作成核が対比物質の常磁性スピンと
の相互作用によってのみ格子に向けて緩和する、という
仮定に基づいている。しかし乍ら、この仮定は、実用上
は役に立たない。理論上は、Ｅ（Ａｍ）がＥ＝３３０以
下の成る値に収束するＳ形状曲線であるとともに最も勾
配の急な箇所の増加率はＡ２の増加率に近付く。実ｉに
Ｅ （Ａｍ ｍ）を測定し、測定曲線を最適化の為に利用し得ること
は勿論である。 ［００５４］ 時間に関するパラメータＤｍ及びＤｃｅを相互に結び付
けるもう一つの関数も特開平４−１３８１３０ （１Ｂ
） 時間の間だけ収集される。信号獲得間の反復時間をＴ
とすれば、ｅｐ が得られる。 下記数式６ ［００５５］
ＯＭを最適化する事が望ましいことは勿論であり、これ
は最初にＥ （Ａ ）を最適化することにより行なわれ
る。関数Ｅ （Ａｍ）の理論上の式は知られているが、
斯かる理論式は、傑作成核が対比物質の常磁性スピンと
の相互作用によってのみ格子に向けて緩和する、という
仮定に基づいている。しかし乍ら、この仮定は、実用上
は役に立たない。理論上は、Ｅ（Ａｍ）がＥ＝３３０以
下の成る値に収束するＳ形状曲線であるとともに最も勾
配の急な箇所の増加率はＡ２の増加率に近付く。実ｉに
Ｅ （Ａｍ ｍ）を測定し、測定曲線を最適化の為に利用し得ること
は勿論である。 ［００５４］ 時間に関するパラメータＤｍ及びＤｃｅを相互に結び付
けるもう一つの関数も特開平４−１３８１３０ （１Ｂ
） 時間の間だけ収集される。信号獲得間の反復時間をＴ
とすれば、ｅｐ が得られる。 下記数式６ ［００５５］
【数６】
［００５６］
一方、信号獲得期間の各々に先立ち、
われる。従って、
下記数式７が得られ、
ＥＳＲ励起が略Ｔ１．（７）時間の間だけ行なゆえに、
Ｄｃｅは下記数式８の様に簡略化され得る。 ［００５７］
Ｄｃｅは下記数式８の様に簡略化され得る。 ［００５７］
【数７】
［００５８］
【数８】
［００５９］
上記数式８を用いると、
ＦＯＭは下記数式〇の様になり、或いは、Ｂ２Ｄに
ｍ
対し上記数式３を用いて下記数式１０を得、但し、定数
に５＝に４Ｔ２ｐＰａ／に１Ｔ １ｐｒある・ ［００６０］
に５＝に４Ｔ２ｐＰａ／に１Ｔ １ｐｒある・ ［００６０］
【数９】
【数１０１
［００６２］
該数式より、以下の結論を得る事が出来る。
［００６３］
初に（Ｅ／Ａｍ）２を最適化し、次に、上記数式３の条
件を満足するＢ。及びＤｍの組を選択する必要がある。 この事カミＦＯＭに含まれない基準により導かれること
は勿論である。 ［００６４］ （Ｂ）ＢはＣｅを通じてのみ、ＦＯＭに入る。 ［００６５］ パラメータの選択は以下の様にして行なわれる。 ［００６６］ 第１に、Ｄが小さくなり過ぎない程度に十分に低いＢを
選択する。非常に小ｍ
ｅさな
りは、ＭＷ放射線を大きな振幅とするとともに長間隔で
突発的に供給する事を意味する。これはＭＷ増幅器を酷
使することであり、適宜な脈動シーケンスを選択する上
で障害となる。好適には、Ｄは略０．１より大きくなけ
ればならない。 ［００６７］ 第２に、Ｂが選択される。磁場の急激な循環切換を用い
なければ（上述の理由により一般的には用いられない）
Ｂ＝Ｂである。 ｅ ［００６８］ コイル効率ＣｅがＢに依存することから単純な公式は無
い。問題となる５〜５０ｍＴの磁場範囲において実際の
コイルを測定したところ、リッツ線を用いるとともに倉
入りに設計されたＲＦコイルの無負荷時のＱ値は２５０
０と３０００との間に維持され得る事が分った。Ｃｅが
下記数式１１により与えられることが分る。 ［００６９］ 【数１１】 ［００７０］ コイル損失及び患者損失は夫々下記数式１２及び数式１
３の様Ｅ書く来、又、下記数式１４が与えられる。 ［００７１］ ことが出 ［００７２］ ［００７３］
件を満足するＢ。及びＤｍの組を選択する必要がある。 この事カミＦＯＭに含まれない基準により導かれること
は勿論である。 ［００６４］ （Ｂ）ＢはＣｅを通じてのみ、ＦＯＭに入る。 ［００６５］ パラメータの選択は以下の様にして行なわれる。 ［００６６］ 第１に、Ｄが小さくなり過ぎない程度に十分に低いＢを
選択する。非常に小ｍ
ｅさな
りは、ＭＷ放射線を大きな振幅とするとともに長間隔で
突発的に供給する事を意味する。これはＭＷ増幅器を酷
使することであり、適宜な脈動シーケンスを選択する上
で障害となる。好適には、Ｄは略０．１より大きくなけ
ればならない。 ［００６７］ 第２に、Ｂが選択される。磁場の急激な循環切換を用い
なければ（上述の理由により一般的には用いられない）
Ｂ＝Ｂである。 ｅ ［００６８］ コイル効率ＣｅがＢに依存することから単純な公式は無
い。問題となる５〜５０ｍＴの磁場範囲において実際の
コイルを測定したところ、リッツ線を用いるとともに倉
入りに設計されたＲＦコイルの無負荷時のＱ値は２５０
０と３０００との間に維持され得る事が分った。Ｃｅが
下記数式１１により与えられることが分る。 ［００６９］ 【数１１】 ［００７０］ コイル損失及び患者損失は夫々下記数式１２及び数式１
３の様Ｅ書く来、又、下記数式１４が与えられる。 ［００７１］ ことが出 ［００７２］ ［００７３］
【数１４】
［００７４］
これは、実、験的にＣｅを測定する方法を示している。
マイクロウェーブアンテナ用で十分な内側空間を有する
ヘッドコイルに関するＣｅの測定値は、Ｂ ＝１０ｍＴ
″″ｃＯ，２４であり、４０ｍＴで０．６１である。 ［００７５］ Ｃｅに対する上記式及び測定は、全て、コイルを周囲温
度としている・液体窒素でコイルを冷却することにより
コイルのノイズは更に減少され得るとともＧこ、その場
合には０．８付近のＣｅ値が得られる。 ［００７６］ この様に、測定により裏付けられた上記計算は、ＥＳＲ
ＥＭＲＩを行なう場合においてＭＷ加熱が許容ＭＷ電力
の振幅を制限する様に対比物質が用いられるとすれば、
指定された品質の像を求める為に要する時間の逆数を決
定する特徴数はコイル効率Ｃｅを通じてのみ使用磁場強
度に依存する。依存性はそれほど強くなく、もしコイル
が液体空気或いは液体窒素で冷却されたときにはＣｅを
その最大値１近傍に近付けることができる。 ［００７７］
ヘッドコイルに関するＣｅの測定値は、Ｂ ＝１０ｍＴ
″″ｃＯ，２４であり、４０ｍＴで０．６１である。 ［００７５］ Ｃｅに対する上記式及び測定は、全て、コイルを周囲温
度としている・液体窒素でコイルを冷却することにより
コイルのノイズは更に減少され得るとともＧこ、その場
合には０．８付近のＣｅ値が得られる。 ［００７６］ この様に、測定により裏付けられた上記計算は、ＥＳＲ
ＥＭＲＩを行なう場合においてＭＷ加熱が許容ＭＷ電力
の振幅を制限する様に対比物質が用いられるとすれば、
指定された品質の像を求める為に要する時間の逆数を決
定する特徴数はコイル効率Ｃｅを通じてのみ使用磁場強
度に依存する。依存性はそれほど強くなく、もしコイル
が液体空気或いは液体窒素で冷却されたときにはＣｅを
その最大値１近傍に近付けることができる。 ［００７７］
使用される対比物質の特性に依存し、ＥＳＲＥＭＲＩ用
の一次磁場は特にＢ。 −Ｂ＝５〜２０ｍＴとされる。（例えば２ｍＴ以下の）
相当に低い磁場にては分極は相次いで低くなり、動的核
分極効果により増幅されたとしてもＭＲ倍信号弱くなる
。２０ｍＴ以上の磁場においては、ＥＳＲ共鳴周波数の
増大に依り、ＭＷ放射線を患者の体に透過せしめること
が漸進的に一層困難になる。同様に、相応のデユーティ
サイクルＤは急激に減少し、良好な脈動シーケンスを企
図することか困難となる。 ［００７８］ しかし乍ら、ＥＳＲＥＭＲＩの為の斯かる好適な磁場の
値は良質な自然ＭＲ像を作成する為には低過ぎるが、該
欠点は本発明を用いて克服される。
の一次磁場は特にＢ。 −Ｂ＝５〜２０ｍＴとされる。（例えば２ｍＴ以下の）
相当に低い磁場にては分極は相次いで低くなり、動的核
分極効果により増幅されたとしてもＭＲ倍信号弱くなる
。２０ｍＴ以上の磁場においては、ＥＳＲ共鳴周波数の
増大に依り、ＭＷ放射線を患者の体に透過せしめること
が漸進的に一層困難になる。同様に、相応のデユーティ
サイクルＤは急激に減少し、良好な脈動シーケンスを企
図することか困難となる。 ［００７８］ しかし乍ら、ＥＳＲＥＭＲＩの為の斯かる好適な磁場の
値は良質な自然ＭＲ像を作成する為には低過ぎるが、該
欠点は本発明を用いて克服される。
Claims (13)
- 【請求項１】核スピン遷移励起期間及び磁気共鳴信号検
出期間中に、電子スピン共鳴により強められた被験者の
磁気共鳴像を作成する為に第１の値の一次磁場を発生す
る手段と、核スピン遷移励起期間及び磁気共鳴信号検出
期間中に、上記被験者の自然磁気共鳴像を作成する為に
第２の一層高い値の一次磁場を発生する手段とを有する
、電子スピン共鳴により強められた磁気共鳴像を作成す
る装置。 - 【請求項２】前記強められた像と自然像とを結合する手
段を更に備えて成る、請求項１の装置。 - 【請求項３】前記一次磁場を前記第１の値と前記第２の
値との間できり循環切換させる手段を更に備えて成る、
請求項１及び２のいずれかの装置。 - 【請求項４】前記循環切換手段は、１乃至６０秒の間隔
で前記一次磁場を前記両値の間で切換えるべく配置され
ている、請求項３の装置。 - 【請求項５】前記循環切換手段は、像作成期間中に前記
一次磁場を時間の２０％まで前記第１の値とする様に配
置されている、請求項３及び４のいずれかの装置。 - 【請求項６】前記循環切換手段は、前記一次磁場を、前
記強められた像を少なくとも１個作成するに十分な期間
だけ前記第１の値とし、且つ、少なくとも１個の更なる
磁気共鳴信号データセットと組合せられることにより前
記自然像を作成するに十分な、検出磁気共鳴信号データ
セットを発生するに十分な期間だけ前記第２の値とする
様に配置されている、請求項３乃至５のいずれかの装置
。 - 【請求項７】前記強められた像を断見技術を用いて作成
するように配置された請求項１乃至６のいずれかの装置
。 - 【請求項８】前記強められた磁気共鳴像と前記自然磁気
共鳴像との両者を作成する為の前記磁気共鳴信号を、励
起及び／或いは検出すべく配置された手段を有する、請
求項１乃至７のいずれかの装置。 - 【請求項９】前記強められた磁気共鳴像を作成する為の
前記磁気共鳴信号を励起及び／或いは検出する手段と、
更に、前記自然磁気共鳴像を作成する為の上記磁気共鳴
信号を励起及び／或いは検出する手段とを有する、請求
項１乃至７のいずれかの装置。 - 【請求項１０】第１の値の一次磁場を被験者に掛ける間
に検出された磁気共鳴信号から上記被験者の少なくとも
一部の、電子スピン共鳴により強められた磁気共鳴像を
作成する段階と、第２の一層高い値の一次磁場を上記一
次磁場に掛ける間に検出された磁気共鳴信号から上記被
験者の少なくとも一部の自然磁気共鳴像を作成する段階
とから成る、被験者の磁気共鳴像作成方法。 - 【請求項１１】前記強められた像と自然像とを組合せる
ことにより前記被験者の組合せ像を作成する段階を更に
備えて成る、請求項１０の方法。 - 【請求項１２】第１の値の一次磁場を被験者に掛ける間
に検出された磁気共鳴信号から上記被験者の少なくとも
一部の、電子スピン共鳴により強められた磁気共鳴像を
発生するに十分な強められた磁気共鳴信号データセット
を発生する段階と、第２の一層高い値の一次磁場を上記
被験者に掛ける間に検出された磁気共鳴信号から上記被
験者の少なくとも一部の自然磁気共鳴像を作成するに十
分な自然磁気共鳴信号データセットを発生する段階と、
上記両データセットから上記被験者の少なくとも一部の
組合せ像を作成する段階とからなる、被験者の磁気共鳴
像作成方法。 - 【請求項１３】前記被験者が前記一次磁場に露出される
期間中において、磁気共鳴信号を強めるべき、電子スピ
ン共鳴遷移を励起する放射線に対する上記被験者の露出
は、６分間で被験者の体に関してｋｇ当り２Ｗを越えな
い、請求項１０乃至１２のいずれかの方法。
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