JPH04506614A

JPH04506614A - 磁気共鳴作像装置

Info

Publication number: JPH04506614A
Application number: JP2505628A
Authority: JP
Inventors: ロインバッハ、イブ
Original assignee: ハフスルンド・ニコメド・イノベーション・アーベー
Priority date: 1989-04-24
Filing date: 1990-04-12
Publication date: 1992-11-19
Anticipated expiration: 2014-06-07
Also published as: AU5409990A; US5287854A; NO914170L; CA2050494C; DE69010329D1; NO914170D0; GB8909270D0; WO1990013047A1; EP0470084A1; CA2050494A1; JP2902107B2; AU638985B2; DE69010329T2; NO302447B1; ATE108026T1; EP0470084B1

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。

Description

【発明の詳細な説明】磁気共鳴像−成装置本発明は、磁気共鳴像作成（ＭＲＩ）方法における改良及び磁気共鳴像作成方法に関し、特に、電子スピン共鳴により増幅された磁気共鳴像作成装置及びその作成方法（ＥＳＲＥＭＲＩ）に関する。

本出願人によりＥＰ−Ａ−２９６８３３に記述されたＥＳＲＥＭＲＩは、核磁気共鳴信号即ち自由誘導減衰信号（Ｆ　Ｉ　Ｄ）の増幅を、作像されつつある対象物内に存在する常磁性物質の電子スピン共鳴遷移を励起することにより達成する、という磁気共鳴像作成方法である。

ＥＳＲ遷移の励起は、対象物の磁気共鳴（ＭＲ）作像を発生する為のＦＩＤ信号の原因となる核スピン系の分極に繋がる。この所謂る動的核分極は、実際には、平衡値に対して励起核スピン状態が過剰になった状態を言い、ＦＩＤ信号が優に１００倍以上に増幅されるほど大きくなれる。

この技術を用いれば従来の作像処理によりＭＲ像を発生することが可能であり、斯かる従来の作像処理とは、例えば、（Ｆ　Ｉ　Ｄ信号の増幅による）一層大きな信号／ノイズ比（ＳＮ比）、及び／或いは、（核スピン系は、例えば１秒間はどの、スピン−格子緩和時間Ｔ１に匹敵する時間に亙り平衡に向けて緩和される必要が無いことによる）一層短い像獲得時間、及び／或いは、ＭＲＩにおいて従来用いられていた一次磁場より低い、例えば０．００２Ｔ乃至０．ＩＴ或いはそれより低い強度における、２次元及び３次元フーリエ変換である。

ＥＳＲＥＭＲＩでは、ＥＳＲ及びＮＭＲ遷移が励起される様に選択された周波数を有する電磁波のパルスに対して対象物が晒される。

これらの周波数が作像装置の一次磁場の強度に依存することは勿論であるが、ＭＲＩにおいて従来用いられている磁場強度においてＥＳＲ及びＮＭＲを励起する電磁波は極超短波（ＭＷ）及び無線周波（ＲＦ）であることから、以下においては便宜的に、ＥＳＲ及びＮＭＲを励起する電磁波を夫々ＭＷ放射線及びＲＦ放射線と称する。

ＥＳＲＥＭＲＩにおいてＦＩＤ信号の増幅を最大化する為には、作像される対象物内に自然にも存在するが対比物質として該対象物に更に加えられた常磁性物質のＥＳＲ遷移が、飽和レベル或いはその近傍において、ＭＲ像獲得処理におけるＲＦパルス／Ｆ　ｒ　Ｄ信号検出サイクルの最初のＲＦパルスに至るまで励起されなければならない。

（従来にてＭＷ或いはＲＦと考えられていたものよりも低いが、上述の定義により本明細書ではＭＷ或いはＲＦに包含されるものを含め、）ＲＦ周波数或いはＭＷ周波数の電磁波に対する生体対象物の露出は、該対象物の組織の不都合な加熱を引き起こす可能性があり、且つ、ＭＲＩ（及びＥＳＲＥＭＲＩ）の如き診断用技術においては、組織内の温度上昇を許容レベルに抑えることが重要なことは明らかである。

過剰なＲＦ加熱を回避すべく、従来のＭＲＩに関する作像処理の間における最大の放射線露出、即ち、固有の吸収速度（ＳＡＲ）は、略１〜８　Ｗ　／　ｋ　ｇ体重でなければならないと勧告されている。もしこの勧告に従ってＭＲＩが行なわれたならば、たとえ作像時間が引き延ばされても、組織の温度上昇は、例えば１℃以下の許容し得る程度の低いものとなる。

但し、これらの勧告値よりもかなり上のバワーレベｔＤの照射であっても、放射線のパルス持続時間が短ければ、容認され得るものである。実際、露出期間の全体に亙って平均したＳＡＲが相当に高くても、ＲＦ或いはＭＷをパルスで印加したときの加熱効果は連続的に印加したときよりも低い。従って、幾つかのＭＲ作像器は、パルスの各々に関する算出ＳＡＲが勧告最大値を遥かに越えてい乍らも露出期間の全体に亙って平均したＳＡＲが斯かる最大値より低くなる様に、ＲＦパルスを用いて作動する。

上述した如＜、ＥＳＲＥＭＲＩにおいては、作像対象物が、ＭＲＩにおいて常用である如く核磁気共鳴を励起するＲＦ放射線だけでなく、電子スピン共鳴を励起するＭＷ放射線にも晒される。従ってｐ　Ｅ　Ｓ　ＲＥ　Ｍ　ＲＩにおいては、ＭＷ放射線に対する対象物の過度の露出を避けることにより対象物組織の過度の加熱を回避することが特に重要である。

ＭＷへの露出を許容レベルに抑える為に、本出願人は、ＭＷにより励起されるＥＳＲ遷移の源として使用される常磁性対比物質のＥＳＲスペクトルにおいては、励起遷移が１ガウス以下の線幅を有さなければならないことを上記ＥＰ−Ａ−２９６８３３にて示唆した。これにより、従来のＭＲＩにおいては有効なＴ１対比物質であるとされた例えばキレート、塩などの常磁性金属化合物は、最初から考慮の対象外とされた。その代わり、該ＥＰ−Ａ−２９６８３３は、ＥＳＲＥＭＲＩ対比物質として、例えばニトロキシドの如き種々の安定なフリーラジカルの適応性に注目した。しかし乍ら、そのＥＳＲ線幅が１ガウス以下であるニトロキシドの安定フリーラジカルはＭＲＩにおけるＴユ対比物質としての有効性は低く、特に、斯かるフリーラジカルは、Ｔ１対比物質を含む常磁性金属物質が有する緩和性或いは固有緩和速度（１／　Ｔ　ｌ）よりも低い固有緩和速度を有しているのが一般的である。従って、これ迄は、作像技術としてＥＳＲＥＭＲＩを選択することは、緩和性が比較的低い対比物質を用いるとともに該対比物質の投与量が多くなければならないことを意味していた。

本出願人はＭａｎｓｆｉｅｌｄにより開発された従来のＭＲＩに関する共鳴平坦作像（ＥＰＩ）技術（Ｍａｎｓｆｉｅｌｄ　Ｐ、Ｊ、Ｐｈｙｓ、Ｃ，１０：Ｌ５５〜５８　（１９７７）参照）を忠実に再現した作像技術を用いてＥＳＲＥＭＲＩを実行することにより、ＭＷ露出が許容レベル内に減少或いは維持され得、且つ、適切な対比物質の選択の幅が広がることを見出した。

本発明に係る新たな技術は更に、ＥＰＩを実施する上での改良をも実現するものである、と言うのも、ＥＳＲＥＭＲＩは、ＭＲＩにおいて用いられる一次磁場よりも低い磁場強度の一次磁場を用いて実施され得、従って、低い一次磁場強度にての作動に依る利点の全てを得ることが可能だからである。

故に、背景映写並びに２次元及び３次元フーリエ変換の如きＭＲＩ技術においては、単一の作像を発生する為に多くのＲＦ励起／Ｆ　Ｉ　Ｄ信号検出サイクルが必要とされるのに反し、ＥＰＩにおいては、単一のＲＦ励起／ＦＩＤ信号検出サイクルが必要とされるのみである。これは、読み取り勾配の極性の切り換えを急激に繰り返し、ＦＩＤ信号の共鳴を刷新することにより可能となる。この急激な切り換えの結果、作像対象物が受ける磁場変化（ａＧ／ｄｔ）は大きくなる。磁場の急激な変化は生体対象物にとっては好ましく無いと考えられるが、−次磁場の強度を例えば、ＥＳＲＥＭＲＩに用いられる５００ガウス以下、特に、２００ガウス以下に低くして操作した場合には、ＭＲＴにて音用のものよりも小さい磁場勾配を用いることが可能となり、その結果、ＥＰＩにおける磁場変化ｄＧ／ｄｔは減少し、或いは、勾配極性を更に急激に切り換えることによりＦＩＤ信号の活用範囲が広がる。

従って、ひとつの見地からは、本発明は、作像が共鳴平坦作像技術を用いて行なわれることを特徴とする、電子スピン共鳴により増幅された磁気共鳴像作成方法を提供する。

別の見地からは、本発明は、人体対象物或いは人体以外の動物対象物へ磁場読み取り勾配を掛ける或いは賦掛する間に自由誘導減衰信号が検出される、人体対象物或いは人体以外の動物対象物の、電子スピン共鳴により増幅された磁気共鳴像作成方法であって、上記読み取り勾配の極性が繰り返し反転されることを特徴とする磁気共鳴像作成方法を提供する。

従って、“単発”作像技術として実施される本発明の方法は、例えば、（ａ）必要であれば、対象物中に常磁性対比物質を取入れる段階と、（ｂ）必要であれば、−次磁場を上記対象物に賦掛する段階と、（Ｃ）例えば上記対象物内の上記常磁性対比物質の様な常磁性核種内において電子スピン共鳴遷移を励起すべく選択された周波数の第１放射線に上記対象物を晒す段階と、（ｄ）上記対象物内の選択された原子核内において核スピン遷移を励起すべく選択された周波数の第２放射線の少なくとも１個のパルスに上記対象物を晒す段階と、（ｅ）少なくとも１種類の空間的情報をコード化する磁場勾配を上記対象物に賦掛する段階と、（ｆ）極性を交互に変える一連の磁場読み取り勾配パルスを上記対象物に賦掛する段階と、（ｇ）上記読み取り勾配が賦掛される時間の少なくとも一部において、上記選択された原子核から自由誘導減衰信号を検出する段階と、（ｈ）上記検出された信号から上記対象物の少なくとも部分的な像を発生する段階とを備えて成る。

本発明の方法の段階（ｂ）に関する限り、該方法は、−次磁場として、極めて低い磁場強度の一次磁石を用い、或いは、たとえ地球の環境磁場を用いたとしても実施され得るものである。ＥＳＲＥＭＲＩの低磁場作動は、上記ＥＰ−Ａ−２９６８３３及びＷＯ−Ａ−０９１０２３４５にて論じられている。

本発明の方法において、動的核分極段階、即ち段階（Ｃ）は、ＲＦ励起／Ｆ　Ｉ　Ｄ信号検出サイクルのＲＦ放射線の最初のパルスに対して先行しなければならず、但し、該パルスと重なり合ってもよい。好適には、ＭＷパルスの終了とＲＦパルスの開始との間における遅延は回避され或いは最小限に抑えられる。

本発明の方法の読み取り勾配献身段階、即ち段階（ｆ）における連続的な勾配パルスは、その強度及び／或いは持続時間を変化させても良い。

本発明における読み取り勾配の（例えばＧｘなどの）時的変化、及び、実に他の磁場勾配の時的変化は、如何なる手法であっても、−切の種類の共鳴平坦作像において用いられるに適している。従って、例えばＧｘの極性を単純に繰り返し反転しても良く、或いは、より好適には、該極性を例えば略波状的にして連続的に変化させたり、或いは、例えば反転する極性の不連続部分（ｄｉｓｃｒｅｔｅ　ｂｌｉｐｓ）として生ずる様に不連続的にしても良い。ＥＰＩに関する文献は広範囲に亙るが、特に、Ｍａｎｓｆｉｅｌｄ及びＲｚｅｄｚｉａｎ及びその協力者達の刊行物を勧める。特に、ＥＰ−Ａ＝２７０３２０（Ｒｚｅｄｚｉａｎ）、ＵＳ−Ａ−４６２８２６４（Ｒｚｅｄｚ　ｔａｎ）、ＵＳ−Ａ−４１６５４７９（Ｒｚｅｄｚ　ｔａｎ）、ＧＢ−Ａ−２０５６０７８（Ｙｏｕｎｇ）　、ＵＳ−Ａ −４３８４２５５（Ｙｏｕ−ｎｇ）　、ＵＳ−Ａ−４５０９０１５（Ｏｒｄｉｇｄｅ）、ＧＢ−Ａ−２１２８３３９（Ｍａｎｓｆ　１ｅｌｄ）、ＥＰ−Ａ−２９１２８２（Ｍａｎｓｆｉｅｌｄ）、Ｒｚｅｄｚｉａｎ及びＰｙｋｅ　ｔ　ｔの放射線学、１６１　（Ｐ）：３３３　（１９８６）、Ｂａｎｇｅｒｔ及びＭａｎｓｆｉｅｌｄの雑誌Ｐｈｙｓ、Ｅ、旦：２３５−２３９　（１９８２）、Ｍａｎｓｆｉｅｌｄ及びＭｏｒｒｉｓの“磁気共鳴における進歩：生物医学におけるＮＭＲ作像”　（Ｊ、Ｓ、Ｗａｕｇｈ編）Ｓｕｐｐｌ。

２、Ａｃａｄｅｍｉｃ　Ｐｒｅｓｓ、ＮＹ、１９８２．２４６−２５４　（１９７７）　、及び、Ｍａｎｓｆｉｅ−１ｄ及びＰｙｋｅ　ｔ　ｔの雑誌磁気共鳴且：３５５−３７３　（１９７８）に注意されたい。（これらの文献、及び、他の全ての文献は、言及することにより本明細書中に取入れたものとする。）従来のＭＲＩ技術においては、ＲＦ励起／ＦＩＤ信号検出サイクルの種々の段階で、例えばｘｌｙ及び２方向に異なる勾配を賦掛して、−次磁場に一連の磁場勾配を賦掛することにより、例えば空間情報などの２次元フーリエ変換はＦＩＤ信号にコード化される。通常は、勾配、即ち読み取り勾配は、ＦＩＤ信号の検出が行なわれる間に賦掛される。しかし乍ら、この様にした場合、ＦＩＤ信号は読み取り勾配が賦掛されなかったときよりも相当に急激に減衰し、実際、検体中のＴ２が２〜２０×１０−２秒のオーダーであったとしても、ＦＩＤ信号は１０−４秒のオーダーの時間だけ容易に検出されるに十分なだけの強度を有するに過ぎない（ＦＩＤ信号の包絡線は５ｉｎｅ関数に類似しており、普通、略１０マイクロ秒において初めてゼロを通過する）。上記ＥＰＩ技術は、読み取り勾配の非同期効果が反転するとともにＦＩＤ信号が逆側に再び現われる様に読み取り勾配の極性を繰り返して反転する段階を含んでいる。従って、ＦＩＤ信号の全体包絡線に対する特性減衰時間は７１１１となり、故に、ＦＩＤ信号は一層効果的に活用される。もしＦＩＤ信号が消失した後に勾配の反転が行なわれたならば、“共鳴” 信号が現われることになる。代りに、もしＦＩＤ信号が消失する前に例えば略１０ｋＨｚの速度で勾配反転が行なわれたならば、信号強度は完全に減衰する前に再び現われるー。その様な急激な勾配反転はＦＩＤ信号の効果的な活用に繋がるが、非常に大きな値の磁場変化（ｄＧ／ｄｔ）にも繋がり、従って、磁場変化の値を許容限度内に収め乍ら、適切な空間的分解能を提供するに十分な通常の一次磁場強度及び勾配強度を用いて操作するには困難さが生じる可能性もある。

空間的情報をＦＩＤ信号にコード化する為の読み取り勾配に関し、フーリエ変換データ抽出技術により課される制限に加え、体積の大きな要素の各々と交わる勾配は、例えばコイル巻線及び幾何的配置の欠陥並びに／又は磁石のコイル電流の変化に拠る一次磁場の固有の不均等性より大きくないとしても、該不均等性に匹敵しなければならない。

上記ＥＰ−Ａ−２９６８３３にて説明した如く、ＥＳＲＥＭＲＩ技術を用いることにより得られるＦＩＤ信号の１００倍もの増幅により、−次磁場の強度が極めて低いときでも満足の行＜ＳＮ比のＦＩＤ信号が得られる。従って、ＥＳＲＥＭＲＩとＥＰＩとを組合わせたならば、低強度の一次磁場であり従フて読み取り磁場の反転が一層高い周波数のＥＰｒにおいて、低強度の読み取り勾配と高い不均等性の（従って一層安価な）磁石とを使用することが可能となる。

より小さな読み取り勾配を用いることにより、二重の利点が得られる、と言うのも、反転時の磁場変化が小さくなるだけでなく、ＦＩＤ信号を減少する勾配の効果が小さくなるからである。

従って、本発明の特に好適な実施例において、−次磁場の強度は、ＩＴより小さく、好適には０．８Ｔより小さく、特に好適には０．１Ｔより小さく、更に好適には０．０８７　（８００ガウス）より小さく、一層特に好適には、２００ガウス以下、例えば２０乃至２００ガウスである。

勾配を反転させることにより、検出されるＦＩＤ信号の全てのＳＮ比をＮ　ｅ　 ””のオーダーの係数で単純に増幅することが可能である（此処で、Ｎｅを反転回数、２τをＦＩＤ共鳴の間隔とし、ＮｅＸ２τがＴ２より小さい或いは相当に小さいものとする）。ここまでは、２次元フーリエ変換等の如き従来のＭＲ作像処理の単なる変更としてＥＰＩが用いられるだけである。

但し、ＥＰＩの主な魅力は、該技術を用いた場合には、画素がＮＸＮの像を発生するに必要なＲＦ励起／ＦＩＤ信号検出サイクルの回数を略Ｎ（一般的には６４乃至１０２４）から１までもの低い回数に減少し得ることである。但し、これを行なう為には、献身される（例えば読み取り勾配及びフェーズコード化勾配の様な）コード化勾配を、ひとつのサイクル内或いは各サイクルて、従来のＭＲＩにおいて斯かるサイクルは、核スピン系が平衡状態に向けて緩和するのを許容すべく略１秒の間隔を空けなければならなかったのに反し、像獲得時間、即ち、ひとつの像を発生するのに必要なデータの全てを収集するのに必要とされる合計時間は、上述の如くすれば、１０〜３０分もの長時間から、Ｔ２のオーダー、例えば０．１秒までも短縮される。

ＥＳＲＥＭＲＩに関する限り、ＥＰＩ技術を使用した場合には、この様に単一の像を得る為に必要とされるＲＦ励起／ＦＩＤ信号検出サイクルの回数、従って、ＭＷ露出期間の回数、を減少することにより、対象物をＭＷに晒す合計時間を減少する機会が与えられる。従って、最も好適には、本発明の方法は、検出ＦＩＤ信号の原因となる原子核の核スピン系内での所望の動的核分極を生じせしめる為に、対象物が只一度の期間内だけＭＷ放射線に晒される、という所謂る単発作像技術とされる。

この期間内におけるＭＷ露出は連続的でもよく或いは不連続的でも良い。

ＥＰＩ技術は、像獲得時間の各々に対するＭＷ露出期間の回数を減少すべく用いられ得ることから、一度の（或いは各）ＭＷ露出期間においてＭＷ露出を長くしたとしても容認され得るものである。この事は、像発生の為に対象物をＭＷ放射線に対して、普通は１０乃至１０’ｍｓ、好適には２００乃至１０’ｍｓ、特に好適には５００乃至２０００ｍ５に亙る、只一度の動的核分極（ＤＮＰ）発生期間の間だけ露出することが必要とされる本発明の方法に係る単発作像において特に顕著である。

従って、本発明の方法を用いた場合、ＤＮＰ期間の間に一層高いレベルのＭＷを使用することによりＥＳＲ遷移の飽和度を高めるとともに常磁性物質のＤＮＰ度合を高めることが可能となり、或いは、上記ＥＰ−Ａ−２９６８３３において示唆された値よりも広いＥＳＲ線幅を有する常磁性物質を対比物質として用いることが可能となる。

特に、本発明の方法を用いた場合、常磁性の対比物質として、２ガウス迄、例えば０．ＯＬ乃至２ガウス、好適には１．５ガウス迄、特に好適には１．Ｏガウスと１．５ガウスとの間、のＥＳＲ線幅を有する物質を用いることが可能である。

従って、本発明に依れば、ＥＳＲＥＭＲＩ対比物質として用いられる常磁性物質の範囲が大幅に広げられる。又、Ｇｄ　ＤＴＰＡ、Ｇｄ−ＤＴＰＡ−Ｂｉｓｍｅｔｈｙｌａｍｉｄｅ、ＧＡＤＯＴＡ、Ｇｄ　ＤＯ３Ａ等の、ガドリニウムを含む好適な従来のＭＲＩ　Ｔ２対比物質の線幅は、これらの化合物に対しては大き過ぎ、故に、ＥＳＲＥＭＲＩＦＩＤ信号を増幅する対比物質としては有効に機能しないのに反し、本発明は、比較的狭いＥＳＲ遷移線幅を有する物質の内の成る物質を、ＥＳＲＥＭＲＩ　ＦＩＤ信号を増幅する対比物質として用いることを可能とする。

従って、更なる見地からは、本発明は、少なくとも１種類の担体或いは結合剤と共に、そのＥＳＲスペクトル中に１乃至２ガウスの線幅の遷移を有する生理学的に容認され得る常磁性材料を備えて成る、ＥＳＲＥＭＲＩＦＩＤ信号を増幅する対比媒体を提供する。

別の更なる見地からは、本発明は、斯かる常磁性材料を人体対象物或いは非人体動物対象物のＥＳＲＥＭＲＩ作像方法において用いられる診断用物質の調製に対して用いる方法を提供する。

既述した如く、本発明の利点の内で最も重要なもののひとつは、緩和性の高い常磁性材料を、ＥＳＲＥＭＲＩにおいてＦＥＤ信号を増幅する対比物質として用いることを可能とすることである。緩和性が増大すれば普通はＥＳＲ線幅が増大するが、このことは、必要とされる投与量に関する対比物質の効率も増大することを意味することから、緩和性の増大は望ましいものである。従って、本発明の方法を用いれば、Ｒ１をｍＭ””ｓ−’単位のＴ□緩相和性し且つＬＷをガウス単位のＥＳＲ遷移線幅として、Ｑ＝Ｒ工／　（ＬＷ）　２と品質係数Ｑを定義した場合、少なくとも１、好適には少なくとも１．３、特に好適には少なくとも１．４の品質係数（Ｑ）を有する常磁性材料を使用することが可能となり、又、実際に望ましいものである。これらの目的の為に、Ｘを常磁性材料のｍＭ単位の濃度、ｙを、１／Ｔ□。（ｓｅｅ−’単位であり、Ｔ’ｔｏは常磁性材料を含む溶液に対するスピン−格子緩和時間Ｔ□とする）、且つ、Ａを（例えば３７℃における（体積比で１７：８の）水／グリセリンの基準混合物内における）常磁性物質無しの１／Ｔ１の値（ｓｅｅ’−１単位）としたとき、緩和性は、ｙ＝Ａ＋Ｂｘという式における退行係数或いは傾きＢとして測定される。

更なる見地からは、本発明は、少なくとも１種類の生理学的に容認される担体或いは結合剤と共に、少なくとも１、好適には少なくとも１．５の品質係数を有する、生理学的に容認され得る常磁性材料を備えて成る、診断用合成物を提供する。

本明細書で言及されるＥＳＲ線幅とは、例えば作像位置などの作像条件における吸収スペクトルの最大値の半分における最大幅である。但し、特に好適には、線幅の規範は、以下に述べる局所的濃度規制にて満足されることとする。

上記対比媒体は、常磁性材料のほかにも、人間医学或いは獣医学において音用である如き、治療用合成物及び診断用合成物の形成助剤を含んでも良い。従って、該媒体は、例えば可溶化剤、乳化剤、増粘剤、緩衝剤等を含んでも良い。又、該媒体は、（例えば静脈注射の様な）腸管外用法、或いは、例えば（消化管、膀胱、及び、子宮の如き）外部に繋がる導管を有する体腔内への直接的な用法の如き（例えば経口的な）腸管内用法、或いは、血管系統への注入或いは点滴、に適した形態としても良い。但し、概略的には、生理学的に容認され得る媒体における溶液、懸濁液及び分散液が好適である。

目盗潰診断用作像に用いる→に、好適には略等強性とされる上記対比媒体は、作像領域において濃度が１マイクロモルから１０ｍＭの常磁性物質を得るに十分な濃度で投与されれば望ましいが、正確な濃度及び投与量が、毒性、対比物質の目的器官到達性、及び、投与経路の如、き一連の要因に依存することは勿論である。常磁性物質に最適な濃度は、種々の要因間のバランスを意味する。

概略的に述べれば、０，０２Ｔの磁場を発生する一次磁石を用いて作動する場合の最適な濃度は、１乃至１０ｍＭ５特に３乃至９　ｍ　Ｍ　、更に特に４乃至８ｍＭ。

詳細には４，５乃至６．５ｍＭ、の範囲内に在る。

静脈注射を介した投与の為の合成物は、濃度が１０乃至１　、ＯＯＯｍＭ、特に好適には５０乃至５００ｍＭの常磁性材料を含めば望ましい。但し、尿管或いは青系統の作像の為には、例えば濃度が１０乃至２００ｍＭの合成物が用いられよう。更に、丸薬として注入する場合には、１乃至１０ｍＭ、好適には３乃至９ｍＭの濃度が好都合であろう。

更なる見地において、本発明は、無菌の生理学的に容認され得る液体担体内において５０乃至５００ｍＭの濃度とされた、例えばニトロキシドの如き安定なフリーラジカルの如き生理学的に容認され得る常磁性材料を備えて成る対比媒体であって、少なくとも１ガウスから２ガウス迄、好適には１．５ガウス迄、特に好適には１．２乃至１．５ガウスの線幅のＥＳＲ遷移を有する対比媒体を提供する。

本発明の対比媒体における常磁性材料は、１０ｍＭ迄、特に１或いは２ｍＭ迄の濃度、或いはこれより幾らか高い濃度において、２ガウス、特に好適には１．５ガウス以下のＥＳＲ線幅を示すものである。

本発明に係る新規な対比媒体の外にも、例えば上記ＥＰ−Ａ−２９６８３３に記載された先行技術のＥＳＲＥＭＲＩ対比媒体もまた、本発明の方法に使用し得ることは勿論である。

そして更なる見地からは、本発明は、ＥＳＲＥＭＲＩを実施する為に配置された磁気共鳴作像器であって、該作像器内の検体に少なくともひとつの磁場勾配を献身する勾配賦掛手段と、上記検体からＦＩＤ信号を検出する検出手段と、上記勾配賦掛手段を制御する第１制御手段と、上記検出手段の作動を制御する第２検出手段とを備えて成る磁気共鳴作像器において、上記第１制御手段は、上記検体に対して極性が反転する磁場読み取り勾配を献身すべく配置され、且つ、上記第２制御手段は、上記読み取り勾配が献身される間の少なくとも部分的な期間だけ、上記検出手段を作動せしめるべく配置されていることを特徴とする、磁気共鳴作像器を提供する。

本発明の装置における制御手段は、好適には、第１制御手段及び第２制御手段の両者として機能し得るコンピュータから成る。好適には、この制御手段は、他の磁場勾配の献身をも制御し、特に好適には、例えば像獲得処理の間に発せられるＭＷパルス及びＲＦパルスの周波数帯域及び中央周波数を選択すべく、ＭＷ源及びＲＦ源をも制御する。更に、上記コンピュータは、対象物のひとつ或いはそれ以上のＭＲ像を発生すべく、検出されたＦＩＤ信号を操作する様に配置されるのが好適である。

本発明の方法は特に、（作像装置内の検体用開口の径が２０ｃｍ迄、好適にはＬｏａｍ迄で十分に間に合う、例えば実験用動物、人の手足、及び、他の対象物の様な）比較的小径の検体の作像に適しており、且つ、静的系ではなく、空間的解像度よりも即時性が比較的重要となる機能作用の研究にも適している。

以下、単に例示的なものとして、添付図面を参照しつつ本発明の詳細な説明するが、第１図は、本発明に係るＥＳＲＥＭＲＴ作像器の梗概図であり、且つ、第２図及び第３図は、本発明に係る方法に拠り行なわれる単発作像処理における、ＭＷパルス及びＲＦパルス、読み取り勾配献身、ＦＩＤ信号及びＦＩＤ信号検出のタイミングシーケンスの一覧図である。

第１図ニハ、（例エバ、ＰＲＯＸＹＬ　Ｄ％ＰＲＯ−ＸＹＬ　Ｈ，４−アミノＴＥＭＰＯ１ＴＥＭＰＯＬ、或いは、他の市販のニトロキシドの安定なフリーラジカルの様な常磁性対比物質が０．５ｍｍｏ　ｌ／に、ｇだけ投与された３０ｇのマウスの様な、）常磁性対比物質が投与されるとともに電磁石３のコイルの軸心上に対象物２が載置されたＥＳＲＥＭＲＩ装置１が示されている。ＤＣ電源４から電磁石３への電力により、例えば２００ガウスの一次磁場が発生される。

該装置は更に、第２放射線（ＲＦ）及び第１放射線（ＭＷ）を夫々発する為の共振器５及び６を備えて成る。

共振器５は、電源８により動かされるＲＦ受信器７に接続され、且つ、共振器６は、例えば導波管を介して、電源１０により動かされる例えば極超短波発生器９に接続されている。これらの共振器、特に共振器６、は所謂る環状間隙（ｌｏｏｐ−ｇａｐ）共振器としても良い。

極超短波発生器９は、ひとつ以上のＥＳＲ遷移を励起する為にひとつ以上の極大周波数を有するＭＷ放射線を発すべく配置される。

共振器５及び６により発せられる第２放射線の周波数選択、帯域幅、パルス持続時間及びパルスタイミングは、制御用コンピュータ１１及びインターフェースモジュール１８により制御される。

コンピュータ１１はまた、電源１２．１３及び１４から、３つのへルムホルツコイル対１５．１６及び１７への電力供給を制御する。コイル対１５のコイルは、電磁石３のコイルと同軸心的である。又、コイル対１６及び１７のサドルコイル自身の軸心は上記軸心、即ちＺ軸心、に対して両者ともに直交して配置され乍ら、これらのコイル対１６．１７はＺ軸心の回りに対称的に配置されている。コイル対１５、】、６及び１７は、作像処理の種々の段階にて一次磁場に重畳献身される磁場勾配を発生すべく用いられ、且つ、これらのコイル対の作動、及び、ＭＷ発生器及びＲＦ受信器の作動のタイミングシーケンスは、コンピュータ１．１及びインターフェースモジュール１８により制御される。

そのＥＳＲスペクトル中に多重線を有する対比物質が用いられるべきものとすれば、当該装置は、（不図示の）ＲＦ送信器及び電源に接続されるとともにコンピュータ１１により制御される（破線で示した）更なるＲＦ共振器１９から成るデカップラを備えても良い。このデカツブラは、対比物質中の非ゼロスピン原子核内の核スピン遷移を励起すべく選択された周波数の第３放射線を発すべく作動される。

ＭＲＩの作動においては、電磁石３への電源が投入され、該電磁石のコイルのキャビティ内に、本質的に一様な一次磁場が発生される。電磁石３による該−次磁場の強度は、作像処理期間を通し、基本的に一定に維持される。

例えば患者などの対象物２は、コイルキャビティ内に載置され、それから例えば数秒間だけ僅かに遅れて、作像処理が開始される。

例えば、共振器５からのＲＦ放射線への対象物２の露出、コイル対１５．１６及び１７による磁場勾配の鉱山、及び、受信器７によるＦＩＤ信号の検出などのシーケンス等の作像処理は（例えば」二連したＭａｎｓｆｉｅｌｄ及びＲｚｅｄｚｉａｎの文献に記述された如き）従来のＥＰＩ技術におけるものと実質的に同様であり、但し、ＲＦ励起／Ｆ　Ｉ　Ｄ信号検出サイクルの成るサイクルまたは各々のサイクルの始期において、ＤＮＰを発生させる為にＭＷに露出する期間を含んでいる。他のサイクル或いは各サイクルにおいて、ＤＮＰを発生させる為のＭＷ露出の期間は、概略的には、所望のＤＮＰ度合を発生する為に必要な最小限の値に維持されなければならない（Ｐｅｘ及びＰｇｓを、夫々、励起核スピン状態密度及び基底核スピン状態密度とし、且つ、Ｐｇｓ、及びＰｅｘ、を、夫々、熱平衡状態における基底核スピン状態密度及び励起核スピン状態密度としたとき、Ｄ　Ｎ　Ｐ度合＝　（Ｐｅｘ−Ｐｇｓ）／　（Ｐｇｓｏ−Ｐｅｘ、）である。）従って、ＲＦ照射期間とＭＷ照射期間とは成る程度型なることもあるが、基本的に、ＭＷ照射期間とＦＩＤ信号検出期間とは重ならない。

第２図及び第３図には、単発作像のタイミングシーケンスの例が示されている。

第２図のシーケンスにおいては、読み取り勾配の反転速度は、反転と再出現との間で、ＦＩＤ信号が反転後の共鳴として完全に減衰する様に、例えば０．５ｍｓ程度の十分にゆっくりした間隔とされ・　る。一方、第３図のシーケンスにては、読み取り勾配の反転は、例えば５０マイクロ秒で極めて短い間隔で行なわれており、従って、反転と反転との間において信号は完全には減衰していない。

第２図及び第３図には、フェーズコード化勾配（Ｇｙ）及び断面選択勾配（９ｚ）のタイミングも示されている。

ＥＰＩ技術において音用である如く、勾配献身及び検出のシーケンス中に勾配の強度を変化させ、完全な像の発生の為の空間情報をＦＩＤ信号及び共鳴へとコード化しても良い。

本発明の方法及び装置を用いることによりＥＳＲＥ−ＭＲＩにおけるＭＷ露出を相当に減少せしめることが出来、且つ、ＥＳＲＥＭＲｒにおいて使用される対比物質の範囲が広げられる。

巨巨１１、少なくとも１種類の生理学的に容認され得る担体或いは結合剤と共に、少なくとも１の品質係数を有する生理学的に容認され得る常磁性材料から成り、上記品質係数は、上記材料のＥＳＲ遷移のガウス単位の線幅の二乗に対する、３７ ℃における体積比で１７：８の水／グリセリンの混合物内における上記材料のｍＭ’−１ｓ−１単位のＴ１緩和性の比率である、請求項１乃至６のいずれかのＥＳＲＥＭＲＩ作像方法に用いられる診断用物質。

１２、請求項１乃至６のいずれかの人体対象物或いは人体以外の動物対象物のＥ　Ｓ　Ｒ，Ｅ　Ｍ　ＲＩ像作成方法に用いられる診断用物質の調製の為に、請求項１１にて定義された品質係数が少なくとも１の生理学的に容認され得る常磁性材料、を使用する方法。

１３、無菌の生理学的に容認され得る液体担体内において５０乃至５００ｍＭの濃度とされるとともに、少なくとも１ガウスから２ガウス迄の線幅のＥＳＲ遷移を有する生理学的に容認され得る常磁性材料を備えて成る、請求項１乃至６のいずれかのＥＳＲＥＭＲＩ作像法に用いられる、診断用合成物。

１４、ＥＳＲ，ＥＭＲＩを実施する為に配置された磁気共鳴作像器であって、該作像器内の検体に少なくともひとつの磁場勾配を賦掛する勾配賦掛手段と、上記検体がらＦＥＤ信号を検出する検出手段と、上記勾配賦掛手段を制御する第１制御手段と、上記検出手段の作動を制御する第２検出手段とを備えて成る磁気共鳴作像器において、上記第１制御手段は、上記検体に対して極性が反転する磁場読み取り勾配を賦掛すべく配置され、且つ、上記第２制御手段は、上記読み取り勾配が賦掛される間の少なくとも部分的な期間だけ、上記検出手段を作動せしめるべく配置されていることを特徴とする、磁気共鳴作像器。

１５、前記第１制御手段及び前記第２制御手段として機能すべく配置されたコンピュータを備えて成る、請求項１４の作像器。

国際調査報告１ｍａｎｎｌｌａＡＩｌムーａ＝ｃ、１．−ｔ、　ＰＣＴ／ＥＰ　９０１００６０４国際調査報告

Claims

【特許請求の範囲】

１．作像が共鳴平坦作像技術により行なわれることを特徴とする、電子スピン共鳴により増幅された磁気共鳴像作成方法。
２．自由誘導減衰信号の検出が、対象物への磁場読み取り勾配の賦掛の間に行なわれる、人体対象物或いは人体以外の動物対象物の、電子スピン共鳴により増幅された磁気共鳴像作成方法において、上記読み取り勾配の極性が繰り返して反転されることを特徴とする、電子スピン共鳴により増幅された磁気共鳴像作成方法。
３．（ａ）必要であれば、対象物中に常磁性対比物質を取入れる段階と、（ｂ）必要であれば、一次磁場を上記対象物に賦掛する段階と、（ｃ）上記対象物内の常磁性核種内において電子スピン共鳴遷移を励起すべく選択された周波数の第１放射線に上記対象物を晒す段階と、（ｄ）上記対象物内の選択された原子核内において核スピン遷移を励起すべく選択された周波数の第２放射線の少なくとも１個のパルスに上記対象物を晒す段階と、（ｅ）少なくとも１種類の空間的情報をコード化する磁場勾配を上記対象物に賦掛する段階と、（ｆ）極性を交互に変える一連の磁場読み取り勾配パルスを上記対象物に賦掛する段階と、（ｇ）上記読み取り勾配が賦掛される時間の少なくとも一部において、上記選択された原子核から自由誘導減衰信号を検出する段階と、（ｈ）上記検出された信号から上記対象物の少なくとも部分的な像を発生する段階とを備えて成る、請求項２記載の方法。
４．強度が１Ｔ以下の一次磁場を用いて作像を行なう、先行請求項のいずれかの方法。
５．強度が０．１Ｔ以下の一次磁場を用いて作像を行なう、先行請求項のいずれかの方法。
６．強度が２０乃至２００ガウスの一次磁場を用いて作像を行なう、先行請求項のいずれかの方法。
７．２ガウスまでのＥＳＲ線幅を有する、生理学的に容認され得る常磁性核種を対象物内に取入れる段階を備えて成る、先行請求項のいずれかの方法。
８．前記常磁性核種は１．５ガウスまでのＥＳＲ線幅を有する、先行請求項のいずれかの方法。
９．少なくとも１種類の生理学的に容認され得る担体或いは結合剤と共に、そのＥＳＲスペクトル中に１乃至２ガウスの線幅の遷移を有する生理学的に容認され得る常磁性材料を備えて成る、ＥＳＲＥＭＲＩＦＩＤ信号を増幅する対比媒体。
１０．そのＥＳＲスペクトル中に１乃至２ガウスの線幅の遷移を有する生理学的に容認され得る常磁性材料を、人体対象物或いは非人体動物対象物のＥＳＲＥＭＲＩ作像方法において用いられる診断用物質の調製に対して用いる方法。
１１．少なくとも１種類の生理学的に容認され得る担体或いは結合剤と共に、少なくとも１の品質係数を有する生理学的に容認され得る常磁性材料から成り、上記品質係数は、上記材料のＥＳＲ遷移のガウス単位の線幅の二乗に対する、３７ ℃における体積比で１７：８の水／グリセリンの混合物内における上記材料のｍＭ−１ｓ−１単位のＴ１緩和性の比率である、診断用物質。
１２．人体対象物或いは人体以外の動物対象物のＥＳＲＥＭＲＩ像作成方法に用いられる診断用物質の調製の為に、請求項１１にて定義された品質係数が少なくとも１の生理学的に容認され得る常磁性材料、を使用する方法。
１３．無菌の生理学的に容認され得る液体担体内において５０乃至５００ｍＭの濃度とされるとともに、少なくとも１ガウスから２ガウス迄の線幅のＥＳＲ遷移を有する生理学的に容認され得る常磁性材料を備えて成る、診断用合成物。
１４．ＥＳＲＥＭＲＩを実施する為に配置された磁気共鳴作像器であって、該作像器内の検体に少なくともひとつの磁場勾配を賦掛する勾配賦掛手段と、上記検体からＦＩＤ信号を検出する検出手段と、上記勾配賦掛手段を制御する第１制御手段と、上記検出手段の作動を制御する第２検出手段とを備えて成る磁気共鳴作像器において、上記第１制御手段は、上記検体に対して極性が反転する磁場読み取り勾配を賦掛すべく配置され、且つ、上記第２制御手段は、上記読み取り勾配が賦掛される間の少なくとも部分的な期間だけ、上記検出手段を作動せしめるべく配置されていることを特徴とする、磁気共鳴作像器。
１５．前記第１制御手段及び前記第２制御手段として機能すべく配置されたコンピュータを備えて成る、請求項１４の作像器。