JP5113761B2 - 空間周波数解析を使用する構造評価 - Google Patents

Description

関連出願の相互参照
本出願は、２００５年１１月２７日に出願された米国仮特許出願第６０／５９７３４９号の利益を主張し、かつ２００６年３月２５日に出願された米国仮特許出願第６０／７４３７７９号の利益も主張する。

本発明は、骨粗鬆症、及び海綿質の骨梁構造(trabecular structure)を劣化させる他の状態の恐れがあるか、又はそれを患う患者における骨強度を含む、複雑な生物学的構造や物理的構造の診断評価の分野に関する。追加の構造は、腫瘍中の血管系を評価し、層中の炭化水素細孔分布を評価することを含む。

骨梁構成は、（皮質骨のより高密度な外殻に対して）骨中の代謝的変化に敏感であり、かつ骨の総合強度の主要原因でもある。従って、それは、疾患及び治療を追跡するための適切な代理マーカーである。

骨疾患の影響
骨粗鬆症や、他の一般的でない状態を含む骨格系の疾患は、高齢者、特に女性の健康に対する大きな脅威である。骨疾患の重要性は、２００４年米国公衆衛生局衛生監の報告書（２００４ Ｓｕｒｇｅｏｎ Ｇｅｎｅｒａｌ’ｓ ｒｅｐｏｒｔ）「骨の健康及び骨粗鬆症（Ｂｏｎｅ Ｈｅａｌｔｈ ａｎｄ Ｏｓｔｅｏｐｏｒｏｓｉｓ）」、並びに骨及び関節の１０年としての２００２〜２０１１年の宣言から明瞭である。５０歳を超える１０００万人以上のアメリカ人が、骨粗鬆症（骨質量喪失の結果としての骨格系の弱化）を患っており、かつ追加の３４００万人に、その恐れがある。１５０万件を超える骨折が、骨粗鬆症の結果として毎年起こり、直接的治療費が約１５０億ドル、生産性損失に関連する費用が更に数十億ドル、かつ骨折と関連した死亡リスクが三倍増である。人口の継続的な高齢化によって、骨折数と、それに関連した経済的、社会的影響が、２０２０年までに二倍以上になり、５０歳を超える人口の少なくとも５０％は、骨粗鬆症を患うか、その恐れがある。

骨粗鬆症の診断及び治療
骨生成サイクルは、多数の段階を経て、概して２０代前半にピークに達し、かつその後、徐々に減少する。中年において、かつ特に閉経後の女性において、骨の純生成量はマイナスになることがあり、かつ皮質骨の外殻を支持するロッドやプレート構造の骨梁は、より薄くかつ弱くなる。骨粗鬆症の骨中の、薄くなり、かつより多孔性である骨構造から生じる骨強度喪失は、腰や脊椎のような脆弱な領域中で骨折の危険性を増加させる。腰や脊椎はこれらの骨折の大部分であるが、それらは、踵骨（かかとの骨）や橈骨遠位端よりも撮像することが困難である。骨粗鬆症は、全身性代謝疾患であり、かつ体重のかかる骨は、良好な病状の指標であるので、これらの骨のいずれかの画像は、全体として患者の骨格系における疾患の進行を示す。踵骨は、体重がかかる骨であり、かつＭＲＩ（磁気共鳴撮像装置又は磁気共鳴画像法）を使用する撮像のために比較的利用しやすいので、骨梁構成を評価するためには特に良好な骨である。

骨粗鬆症は、加齢の必然的な結果ではない。禁煙や、適度な運動、適量のカルシウムとビタミンＤを含む、適切な生活様式の選択は、骨量低下と骨折の危険性を減少させることができる。幾つかの薬剤は、骨粗鬆症の治療にも利用できる。Ｆｏｓａｍａｘ（商標）及びＡｃｔｏｎｅｌ（商標）を含むビスホスホネートは、骨吸収を減少させる経口剤である。Ｆｏｒｔｅｏ（商標）の名称で市販されるテリパラタイドは、骨成長を刺激するが、毎日の注射によって投与されねばならないタンパク同化ホルモン抽出物である。他の形状のホルモン療法も、骨の発達を刺激するが、最近の臨床試験に示されるように副作用の重大な危険を伴う。

適切な治療は、時宜を得た、正確な診断を必要とする。現在の骨粗鬆症の診断基準は、二重エネルギーＸ線吸収計（ＤＥＸＡ）による骨ミネラル濃度（ＢＭＤ）の測定である。米国での最近の研究は、ＤＥＸＡが十分に利用されておらず、部分的にはＤＥＸＡの費用が原因であるが、主として自覚の欠如が原因で、利用するのは、ＢＭＤ試験を受ける潜在的に危険な人口の２５％未満であることを示した。より大きな懸念は、ＤＥＸＡ測定が骨折の危険性を適切に予測せず、かつ治療の有効性を評価する際に特に不適切であるという新たな証拠に基づき、医師がＤＥＸＡの臨床的関連に疑問を呈し始めたという事実である。

これらの懸念の結果として、定量的コンピュータ断層撮影法、超音波及び磁気共鳴画像法を含む多数の他の撮像様式が、ＤＥＸＡの代替案として探求されている。大部分の材料に関して当てはまるように、骨折への骨の抵抗は、密度だけでなく、骨梁ロッドやプレートの相対的割合、及び厚さと向きを含む、骨の構造によっても決まる。本質的に三次元技術であるＭＲＩは、骨折抵抗を決定する構造細部の決定に非常に適している。

骨粗鬆症診断のために現在調査されているＭＲＩ技術は、極めて高分解能の画像の獲得
を必要とし、同様に多数の画像処理操作も必要とする。生きている骨の画像は、専門コイルと長い試験時間を使用して、高磁界ＭＲＩシステム中で得ることができる。注意深く患者を位置決めし、固定することも必要である。これらの高磁界システムは、約２００万ドルかかり、かつ放射線専門家によって監督された、制御された環境に注意深く収容されることを必要とする。本明細書に報告する発明は、典型的な診療室に収容でき、かつコストを２０万ドル未満とする装置を可能にする。

幾つかの点で磁気共鳴（ＭＲ）は、硬質の骨（すなわち骨梁及び皮質骨の石灰化構造）が非常に低い信号を与え、他方で（骨梁格子間の空間を満たす）骨髄が高い信号を与え、それ故に雑音に対して良好なコントラスト及び良好な信号を提供するので、生きている骨を測定することに特に非常に適している。しかし、高磁界システムのコスト高と、微細構造を分解するために長い獲得時間が必要なことと、獲得中に患者（撮像される身体部分）が動かないという要件とが組み合わされて、この目的での標準ＭＲＩの実施に、実行不可能なレベルをもたらす。

ＭＲＩは、一次元反復波形（例えば時間の関数としての信号振幅、又は線形位置の関数としての強度）が、適切な係数（ｋ値）によって一連の減少期間（増加周波数）正弦波形の和として表せることを述べるフーリエ級数の計算の延長に基づく。

ＭＲＩにおいて、撮像されるべき品目（身体部分）は、三次元物体である。一次元でのｋ値の基本概念は、二又は三次元に拡張できる。ここで、一連のｋ値よりもむしろ、ｋ値の二又は三次元マトリックスがあり、各ｋ値は、サンプル中の特定の空間周波数と方向を表す。

フーリエ解析において、ｋ値から所望の波形への変換（時変信号に関して振幅対時間、又はＭＲＩの場合に関して画像強度対位置）は、フーリエ変換を使用することによって達成される。フーリエ変換は、簡単に言えば（時変信号に関して）周波数領域と時間領域との間で変換する周知の手段である。画像に関して、ＭＲＩの場合のように、フーリエ変換は、空間−周波数領域（一連の正弦波形とｋ空間と呼ばれるそれらの係数）及び各撮像ボリューム（ボクセル）の信号強度の空間配置の間で変換するために使用される。時変信号の場合と同様に、ｋ値が所与の期間を有する正弦波形のための係数である場合、ＭＲＩの場合のｋ値は、所与の波長を有する正弦波形のための係数である（波長が空間周波数に逆相関する場合、すなわち、長波長は低い空間周波数である）。

今日、ＭＲＩ技術は、画像を獲得するために多数の方法を使用する。実質的に全部が、ｋ空間係数を集めること、及びその後にそれらを画像（又は３Ｄ獲得でのように、一組の画像）にフーリエ変換することに頼っている。最も単純な抽象概念において、このことは、撮像すべき部分を高磁界に置き、かつ水素原子核の共鳴周波数に同調したパルス無線周波数電磁信号をサンプルで送信することによりサンプル中の水素原子核を励起することによって達成される。このパルスにより、原子核はその共鳴周波数で共鳴し始める。次に、サンプル中のどこに信号が由来するかに関する情報を得るために、励起された水素原子のスピンは、位相の組合せによってコード化され、かつ周波数は、その励起に関して獲得された所望のｋ空間データに対応してコード化する。（本明細書で、位相及び周波数は、水素原子核の共鳴周波数及び位相を指す）。このことは、原子核の共鳴周波数をそれに応じて空間的に変更し、かつそれらの位相を変調するように、磁界を空間的、時間的に変調することによって達成される。信号は、次にサンプルの励起された水素原子核から受け取られ、かつｋ値は、信号から抽出される。この励起、コード化、信号獲得のプロセスは、（フステムで使用されるこのテーマの多くの変形と延長がある。一つのアプローチでは、信号を薄いスライスに局在化するために周波数コード化を利用し、これら２Ｄスライスの各々に関してｋ値を発生させるために位相コード化を利用する。

米国特許出願公開第２００６／０１５５１８６号明細書

以上に言及したように、本出願は、２件の仮出願に関して優先権を主張する。第１の仮出願は、有意差のある信号特性を有する１つ以上の追加位相と混ざり合った分散ＮＭＲ信号生成位相の大きさ分布を特徴付ける技術及び装置を記載する。例は、海綿骨中の骨髄及び層中に分散した石油である。

アプローチは、次の構成要素を含む：第１に、特徴付けることが望まれるサンプル中で関心領域（ＲＯＩ）をカバーする磁界（Ｂ₀）を提供する。第２に、ＲＯＩにわたってＢ₀中に勾配を提供する。第３に、ＲＯＩ中で励起され、かつＲＯＩから発生する信号の正味高感度を有する送信（励起）及び受信アンテナ／システムを提供する。

この装置を使用して、Ｂ₀の所望の範囲でＮＭＲ信号を励起するために、定義済みの帯域幅パルスを送信することによってＮＭＲ実験を実行し、その後に送信パルスの１つ以上の再集束及び受信エコーのサンプリングが続く。あるいは、このことは、勾配エコー法によって行うことができる。このエコーのサンプルは、Ｂ₀中の勾配の方向に沿ってＲＯＩから発生するＮＭＲ信号強度のフーリエ変換を表すｋ空間中の線を提供する。

上記のＮＭＲ実験は、サンプル中の空間周波数成分、及びその均質性と異方性を評価するために、サンプル中の１つ以上の方向又は部位（ＲＯＩ）で実行できる。

以下の段落は、単一の勾配形状でのＲＯＩ中の信号と空間周波数分布との間の関係を記載し、かつ導き出す。

このアプローチにおいて、周波数勾配の使用により、ある特殊な識別を達成できる１つの次元があることを仮定する。残りの２つの次元は、周波数勾配に関連した「厚さ」に加えて、ユークリッド空間で必ずしも線形である必要がない空間でスライスを作る表面を形成する。このことは、図１（追加された線形勾配を有するＩｓｏ−Ｂ₀線形スライス［表面］）及び図２（Ｉｓｏ−Ｂ₀非線形スライス［表面］）に示される。

スライスの幾何学的配置は、主磁界（Ｂ₀）の均一性（又はその欠如）だけでなく、勾配の均一性（又はその欠如）や、送信コイルと受信コイルの特定の開口部によっても影響を及ぼされる。送信コイルと受信コイルの開口部は、個別のｉｓｏ−Ｂ₀スライスの横方向範囲を決める役目を果たすが、表面輪郭を決める役目は果たさない。

スライス（いわゆるＩｓｏ−Ｂ₀表面）の幾何学的形状にかかわらず、ラーモア周波数領域中で種々のスライスを互いに区別するのは、非線形Ｂ磁界の結果としてにせよ、意図的な適用によるにせよ、勾配方向である。

サンプルは、種々の方法で獲得できる。数例が、以下に続く：

２Ｄ刺激
均質な磁界システムにおいて、

として定義されるスライス選択勾配Ｇ_ssが適用される。部位Ｚ₀、幅ΔＺの選択スライスは、以下の形状の、適切に成形され、アポダイズされた波形を介して刺激される。

スライス厚ΔＺは、

によって与えられるべきｆ_Δを選ぶことによって所与のスライス選択勾配Ｇ_ssに関して選択され、かつ特定のスライス中心Ｚ₀は、

によって与えられるべきｆ_Lを選ぶことによって選択される。

この場合、ｆ_Lは、Ｚ₀での、スライスの中心でラーモア周波数に対応する。γは、磁気回転比に対応し、¹Ｈに対して約４．２５８ｋＨｚ／Ｇである。このことは、

（式中、

）として関連するフーリエ変換を検査することによって明瞭にされる。

２Ｄスピンエコー（ＳＥ）ＭＲＩ応用において、我々が「Ｘ」及び「Ｙ」と呼ぶ、残りの２つの軸は、３Ｄ空間中に特定のボクセルを局在化するために十分な情報を発生させるように、一方に割り当てられた周波数勾配、及び他方に割り当てられた一連の位相勾配によって通常コード化される。一般性を喪失せずに、我々は、周波数勾配軸に対応させるために「Ｘ」軸を割当て、かつ位相コード化軸に対応させるために「Ｙ」軸を割り当てる。

正常なＭＲ画像法において、位相傾斜は、各「Ｙ」値に対して設定され、周波数勾配は、「Ｘ」軸に適用され、かつ結果として生じたエコーは、ｋ空間マトリックス中の行に沿ってサンプリングされ、かつ保存される。このようにして、ｋ空間マトリックス全体は、所与のスライスに対して満たされる。２Ｄフーリエ変換は、次にこれらのサンプルに適用され、かつ結果として生じたマグニチュードが画像を作る。

数学的に正確であるために、スライス選択ＲＦパルスによって刺激された後の全受信信号は、

（式中、

は、ｘ、ｙ、ｔ（時間）にわたる信号の位相成分を表し、かつＧ_xとＧ_yは、それぞれ磁界勾配信号

を表す）として表現できる。

ｔに対するＧ_xとＧ_yの明示的時間依存性は、所望の位相進み／遅れを選択するために、勾配信号が調整されることを考慮に入れることである。φ（ｘ，ｙ，ｔ）式中の第１項は、ラーモア周波数の積分に過ぎない。

幾つかの置換を行うならば、Ｓ（ｔ）の方程式は、少し明瞭になる。

とし、Ｓ（ｔ）式に置換することで、

を生じる。

これは、更に以下のように再整理できる：

この方程式の左側部分は、対応するラーモア周波数によって変調される、時間の関数としての標準「ｋ空間」信号を表す。方程式の右側部分は、これが単に、同様に対応するラーモア周波数によって変調される、同様に時間の関数としての、ｋ_xとｋ_yを横切る２Ｄフーリエ変換によるρ（ｘ，ｙ）に関することを示す。

１つの実施において、我々は、最終的に「Ｘ」又は「Ｙ」平面中の変動に興味を抱かないが、我々は、Ｚ₀に位置する各平面で生じる合計信号に興味を抱いている。より簡単に言えば、我々は、ｋ_x＝ｋ_y＝０である時に生じる信号を欲している。このことは、

をもたらす。

しかし、これは、単にｋ空間中でｋ_x，ｋ_y＝０，０で測定される信号である。これを標準ＭＲ撮像機から得るために、我々は、「未加工」ｋ空間データへアクセスし、かつ（０，０）で値を単に抽出する必要がある。

ここで、生じる値が、複素数値であることが完全に可能である。このようにして、

（式中、上付き文字の星印は、複素共役を意味する）として生じる信号のマグニチュードを検査することが賢明であろう。

傍注として、この論考は、ｚの関数としてのこれらの値の変動に焦点を合わせたが、ｘ軸を横切る（すなわち、周波数勾配に沿った）値を検査することによって同じアプローチを取り、かつ次にｚ値の範囲を横切る同じ部位を組み合わせることも可能である。

以前の論考は、従来のＭＲＩ ２Ｄスライス獲得技術を参照するが、３Ｄ ＭＲＩ獲得技術も、サンプルからのスライス信号によってスライスを獲得するために使用できる。

データがいかにして得られるかにかかわらず、各スライスの値は、それへの関連した強度を有し、それは、そのスライス中のＮＭＲ生成物質（例えば骨髄）の内容に比例する。信号が小さいほど、そのスライスを占める骨髄は、少ない（かつ恐らくは、低い信号を有する成分［例えば、骨］が多い）。

エネルギーは、サンプル中のＮＭＲ生成材料から来る信号を記載し、解析するもう１つの方法である。エネルギーは、複素数である信号と対照的にスカラ値である（すなわち、異なる位相関係を有する）。

１つの図表Ｅ（ｎ）であるならば、エネルギーは、獲得されたスライス全部に関して、スライスｎで観察され、図３の図表を得ることがある。

以下の論考が、例として骨中の骨髄を参照することに注意されたい。解析は、有意差のあるＮＭＲ信号を有する他の多相混合物にも適用される。興味のあることは、種々のスライスが検査される時のこの信号レベルの変動である。各スライスのエネルギーが、次とほぼ同じであるならば、このことは、各スライス内のエネルギーレベルがほぼ同じことを示唆している（すなわち、同じ総量の骨髄が、各スライス内に存在する）。他方で、図４でのように、スライス間で大きな変動があるならば、このことは、各スライス内に異なる量の骨髄があることを示唆する。

しかし、もう１つの重要な側面は、エネルギーがスライス毎でいかに速く変化するかということである。遅く変化するエネルギーレベルは、より速く変動するものと異なる下層構造を示唆する（図５参照）。

スライス厚とスライス間隔を（勾配傾斜、受信帯域幅、送信周波数によって）決定でき、それ故にエネルギーレベルがそれにより変化する「速度」をスライス間寸法と関連付けられる。

このことは、周波数領域中に生じたエネルギー対スライスのグラフを検査することを示唆する（すなわちＥ（ｎ）のフーリエ変換を選ぶ。この周波数領域は、スライスを区別するために使用されるラーモア周波数領域と異なるが、後で判るように、それらは興味深くかつ有用に関連することに注意されたい）。以前のＥ（ｎ）グラフに関して、対応するフーリエ変換グラフ（実際、これは、離散フーリエ変換のマグニチュードであろう）は、図６のように見えることがある。

精査によって、右側のグラフは、その低周波数で集中したより多くのエネルギーを有し、他方で、左側のグラフは、高周波数により多く分布したエネルギーを有することが判る。低周波数変動が、骨髄のより大きな「ポケット」（及びそれ故に、より広く離間した骨梁構造−又は岩石中の原油のより大きな又は細長いポケット）の可能な指標であることを考えれば、我々は、比較サンプルにおいてこのことを識別することに興味を抱くであろう。

次に少しの間後ろへ下がると、行われていることは、下層の連続関数Ｓ_z（０，０）の、各スライスｎに関して値Ｓ_n（０，０）を第１に検査し、次に以下のようなフーリエ変換を選ぶことによって、対応する周期的構造を検査することである：

ここで、信号点Ｓ_z（０，０）値が、部位ｚに対応する信号に対応することに我々が留意する必要がある。個別のスライスに対応するこれらの値を１つずつ抽出する代わりに、勾配がｚ方向に適用され、かつ全ボリュームが刺激されるならば、生じた時間依存信号は、以下の通りであり：

それは以下のように再整理できる

とするならば、

である。

ここで、

とするならば、

である。

ここで、積分は、次のように

Ｖ（ｊω）｜_ω=Ωとして認識される。

従って、ｚに沿ったスライスのサンプルのスペクトル（すなわち空間周波数スペクトル）の対応するフーリエ変換は、周波数がＢ₀磁界強度及びｚ勾配「スライス選択」磁界強度のマグニチュードに関連する、複素指数関数によって乗じられる、勾配の存在下での刺激による時間発生信号(time-generated signal)から直接得られる。このことは、獲得データに対するフーリエ変換の使用と無関係に行うことができる。サンプリングされたエコーは、すでに探している空間周波数である（スライス信号対Ｚによるスライスのフーリエ変換）。

ここで、ｚ方向に沿った信号分布のフーリエ変換スペクトル（例えば、ＮＭＲ信号発生材料の量）が、上記のＮＭＲ実験から直接獲得されることが示され、これらのスペクトルを定量化するために、いかにしてデータを取るか及びアプローチの詳細をここで考察する。

解析技術
ここで、周波数≦周波数ｆ_nに含まれるエネルギーの百分率を表す、グラフを作成することを考える。これが、前のグラフに関して行われるならば、図７のグラフを得ることができる。

この場合に、左側のグラフは、右側と比較して高い周波数成分における非ゼロエネルギーの影響を明瞭に示す。例えば８０％の閾値が設定され、かつ対応する周波数が検査されたならば、このことは、８０％の全エネルギーがそれ以下で含まれる周波数の表示を与える。推察は、この数が低くなるにつれて（すなわち大部分のエネルギーが低周波数で集中される）、潜在的に骨がより罹患しているということである。

獲得データに対するサンプルの大きさの影響
信号生成位相の優勢な（又は特徴的な）大きさに関連したサンプルの大きさは、一次元解析におけるｚの関数として信号の平均値と変動性に対して影響がある。このことは図８に示され、ａの場合に、サンプルボリュームは、特徴的な大きさに接近し、かつ（Ｚの関数として信号生成位相の量に比例する）信号値対Ｚにおいて有意な変動がある。ｃの場合は対照的に、平均して遙かに高い信号レベルを有するが、Ｚの関数として信号レベルで小さな変動を有する。

特徴的大きさをサンプリングするために十分大きいが、多数の特徴的大きさが平均されるほど大きくないサンプルボリュームを選択することによって、所望の構造の大きさへの最適感度（それ故にサンプルボリューム）が得られる。このことは、患者における骨構造を評価するための、又はボアホールに挿入されたＮＭＲ装置によって細孔の大きさや油層中の分布を評価するための、低コスト装置の場合のように、単一勾配を使用するシステムに特に関連性がある。追って詳細に記載するこれら２つの装置は、Ｚ方向でのコード化に同様に使用される主磁石によって発生する固定勾配を共通して用いる。

これらの両方の場合において、サンプルの異方性に関する追加の情報は、サンプル中で勾配方向を動かすことによって得られる。このことは、互いに対してサンプル又は磁石を物理的に動かすことによって、又は磁界を電気的に変調することによって達成できる。サンプルの均質性に関する情報は、サンプル中の周辺の有効ボリュームを動かす（平行移動させる）ことによって獲得できる。

サンプルボリューム描写
上記のような単一勾配システムの場合に、サンプルボリューム描写は、
受信器帯域幅
受信アンテナ（コイル）感度関数
送信Ｂ磁界
磁界分布
の組み合わせによって達成される。

図９は、油のポケット５を支持している層を通るボアホール１を示すサンプルボリューム描写の実施の略図である。装置は、層中に一連のｉｓｏ−Ｂ₀表面６、７を発生させる磁石３を有するハウジング２中に収容される。破線８によって示される感度関数を有する、送信／受信アンテナ４（本明細書では単一のアンテナとして示される−別個の送信アンテナと受信アンテナによって実施することもできる）。サンプルボリューム９は、ｉｓｏ−Ｂ₀表面６、７の間で、かつ組み合わされた送受信最小感度境界８によって受信器帯域幅（あるいは、又はそれに加えて送信帯域幅）によって描写される。

この配置は、ボアホール軸の周りでプローブを回転させることによってボアホールに直交する平面で、かつ図９に示されるように公称上平行であるよりもむしろボアに傾斜するようにｉｓｏ−Ｂ₀表面を修正することによってボアホールと平行な平面で、異方性を評価するために使用できる。修正は、磁石３を回転すること、又は追加の電磁石によって磁界を変調することによって達成できる。

図１０は、図９の概念と類似するが、ここでは海綿骨中の骨梁構造を評価するための概念を示す。有効ボリューム（サンプルボリューム）９は、次に骨梁構造を評価するための関連する骨中の関心領域中に置かれる。候補サンプル部位には、脛骨近位端と遠位端、橈骨遠位端、踵骨、腰、腸骨稜、椎骨を含む。

図１１は、候補解剖学的部位の皮質骨１６内部のサンプルボリューム９の位置決めを示す。

ヒト患者における骨梁評価のためにこの技術を実施する装置の設計特徴には：
１．空間周波数の関数としての感度を提供するために、撮像区域にわたって、公称上一定の勾配を有するように設計された磁石
２．骨に対して磁石を機械的に動かすことによって又はｉｓｏ−Ｂ₀表面の向きを再度決めるために磁界パターンを電気的に変調することによって−標的骨中で複数の向きをサンプリングする能力
３．解剖学的構造を反復可能かつ快適に位置決めする装置
４．異方性を評価し、かつ／又はセンチネル方向を探し出すために３Ｄ空間を通した機械的又は電子的掃引
５．送信アンテナを発生させ、かつ駆動するコントローラ
６．サンプルボリュームから信号を受信し、かつそれを解析する受信器システム
を含む。

このシステムは、
７．近距離秩序
８．異方性
９．均質性
１０．低空間周波数構造の特徴的離間／存在
を含む特性を評価する。

第２の仮出願は、位置分解空間周波数分光に関し、かつ３次元サンプル中の局在化領域での空間周波数スペクトル（ＳＦＳ）測定を獲得する方法を記載している。このアプローチは、分光ＭＲＩ技術の延長である。（「ＮＭＲ ｃｈｅｍｉｃａｌ ｓｈｉｆｔ ｉｍａｇｉｎｇ ｉｎ ｔｈｒｅｅ ｄｉｍｅｎｓｉｏｎｓ」、Ｔ．Ｒ．Ｂｒｏｗｎ ｅｔ ａｌ．、Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．ＵＳＡ，７９：３５２３，１９８２）Ｈｏｒｎａｋは、参照によって本明細書に組み込まれる、「Ｔｈｅ Ｂａｓｉｃｓ ｏｆ ＭＲＩ」（Ｊｏｓｅｐｈ Ｐ．Ｈｏｒｎａｋ，Ｐｈ．Ｄ．，Ｃｏｐｙｒｉｇｈｔ １９９６−２００６）において、これら種々の方法の記載を提供している。Ｐ．Ａ．Ｂｏｔｔｏｍｌｅｙによって「Ｓｐａｔｉａｌ ｌｏｃａｌｉｚａｔｉｏｎ ｉｎ ＮＭＲ ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ ｉｎ ｖｉｖｏ．」Ａｎｎ．ＮＹ Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．５０８：３３３（１９８７）も記載されている。前述の参照文献の両方とも、参照によって本明細書に組み込まれる。

空間周波数スペクトル（ＳＦＳ）は、サンプル中の寸法分布のパワースペクトルを含む（表す）。この開示は、正常及び異常な医療状態の評価と診断のための空間周波数分光の使用を更に記載している。骨粗鬆症への応用は、２００５年２月２３日に出願された係属中の実用出願第１１／０６４３８１号に記載され、かつ参照によって本明細書に組み込まれる。疾患（健康）の評価のための空間周波数分光の使用は、ＳＦＳ源と無関係である。ＳＦＳは、磁気共鳴から、及び解析することが望まれる解剖学的構造の３Ｄ及び２Ｄ画像のフーリエ変換解析によって引き出せる。図１７、１８は、椎骨からの骨梁の２Ｄコンピュータ断層撮影法高分解能画像からのＳＦＳの発生と解析を示す。画像中で明瞭に見られる異方性は、図１８の２Ｄ ＦＴ及び個別のスペクトルにおいて明瞭に示される。

多少類似した技術が、図１９の一番上の行に示される（ＨＲ ３Ｄ、又は高分解能３Ｄの標識が付される）。サンプルの一連のスライスの二次元データが取られる。例えばコンピュータ断層撮影（ＣＴ）装置によって獲得されるデータである。大量の画像は、構造の３Ｄモデルを構成する。この代替的アプローチにおいて、従来の形態評価方法を使用する３Ｄデータを評価するよりもむしろ、三次元データの領域は、一次元でのデータを合計し、かつ次に両方の次元にウィンドウ処理し、それが、二次元で表される時、示すような図表（画像）を提供することによって二次元データに折り畳まれる（投影される）。ここで、二次元フーリエ変換が、中心値からの半径方向値として図１９に示される、エコー強度対投影画像中の位置の二次元図表を提供するために選ばれる。インビトロサンプルからの既存データを使用して、フーリエ又はその他による構造の解析（例えばウェーブレット解析）は、骨強度との良好な相関関係を提供するので、構造を解析し、かつ特徴付ける有効な方法であることが示された。

（サンプル中の１つ以上の局在化領域からＮＭＲスペクトルを発生させるように設計された）現在の分光法は、応用読み取り勾配を利用しない。このことは、本当のＮＭＲスペクトルが、関心領域から得られるような設計による。（分光法と対照的に）撮像プロトコルは各エコーのｋ空間に実線を発生させ、それ故に速い画像獲得を容易にするように、エコーの読み取り中に、概して応用勾配を使用する。

ｋ空間中の線が原点を通過する撮像プロトコルの場合に関して、獲得データは、勾配の方向でサンプルからの空間周波数スペクトル（ＳＦＳ）である。（撮像プロトコルに関して、勾配は、長方形画像ピクセル又はボクセルが再構築できるように、他のコード化軸に一般的に直交する。）

本明細書に記載された方法は、３Ｄサンプル中の１つ以上のベクトル方向で空間周波数スペクトル（又は複数のスペクトル）を集めることを対象とする。これを達成するために、開示された方法は、（Ｈｏｒｎａｋ及び上に記載されたような）ＮＭＲ分光で現在利用されるような方法の局在化と併せて、空間周波数に関して解析することを望む方向と整列した勾配方向を有する読み取り勾配を利用する。空間周波数スペクトルを発生させるための読み取り勾配の使用は、以上で再現された仮出願に記載されている。

本明細書に開示された技術と３Ｄ撮像との間の差は２要素である。第１に、読み取り勾配は、必ずしも位相コード化方向に直交する方向で適用されず、むしろ空間周波数スペクトルが望ましいベクトル方向で適用される。このことは、図１２の孤立したサンプルの単純な場合に関して示され、かつ空間周波数スペクトル（ＳＦＳ）が、矢印で示した方向で望ましいサンプルの場合を示す。

図１３は、ＳＦＳのマップが、多数のボクセルに関して望ましい場合を示す。図１４は、脛骨遠位端を通して取られたスラブへのこのマッピング法の適用を示す。

（幾つかの方法がある）位置分解ＮＭＲ分光の先行技術は、均質な磁界中でＮＭＲエコーをそこから受信する領域を局在化する方法を開発した。その最も単純な抽象概念において、この改変は、エコーの読み取り中に勾配を付け加えることにより、先行技術の分光法のいずれも使用することができる。このエコーを直接サンプリングすることで、所望のＳＦＳデータが提供される。

代表的な分光撮像（ＮＭＲ）技術は、幾つかの修正を加えた３Ｄ又はボリューム撮像技術に基づく。図１６を参照すると、ＲＦパルスは、ボリューム選択的であり、かつ読み取り勾配（Ｇ_f）は、停止される。Ｇ_sとＧ_phiの標識が付された勾配は、空間−空間領域の全ての点からのスペクトルを記録するために、その値の範囲を通して循環させられる。

本明細書に記載されたＳＦＳ技術は、上記分光撮像技術に倣っているが、エコー中の応用読み取り勾配を加えている。読み取り勾配の目的は、撮像ボリューム中の各部位で空間周波数スペクトルを集めることである。空間周波数スペクトルを獲得するための読み取り勾配の使用は、上記第１の仮特許出願に記載されている。

開示された位置分解ＳＦＳのもう１つのあり得る実施は、「点分解分光」（ＰＲＥＳＳ）法の修正を使用することである。ＰＲＥＳＳパルスシーケンスは、図１５に示されている。所望のＳＦＳの方向で適用される読み取り勾配を加えたこのシーケンスは、上記第１の仮出願に記載されたようなＳＦＳ情報を有するエコーを生成する。読み取り勾配（周波数コード化）を使用する代わりに、単一の空間周波数測定を獲得するために選択的に励起されたボクセルに位相コード化を適用できる。

ここで再度図１９を参照すると、サンプル構造解析への本発明の具体的な応用例を見ることができる。高分解能３Ｄ撮像磁気共鳴（ＨＲ ３Ｄ）とは対照的に直接磁気共鳴（ＭＲ直接）を使用すると、第１のタスクは、解析するサンプルを決めることである。このことは、（それが由来する構造から物理的に分離された）３Ｄサンプル空間中で定義される離散サンプル、視野（ＦＯＶ）局在化サンプル、又は単一ボクセルであっても良い。視野局在化サンプルの場合、サンプルは、均一磁界強度の平面の形状で、平面に垂直な方向に磁界強度の勾配を有する。平面は、平坦である（例えば図１参照）か、湾曲していても良い（例えば図２参照）。かかる場合において、典型的ＲＦ励起は、共鳴スピン周波数を励起し、その周波数は、平面毎の磁界差のために平面によって変動する。従ってエコーは、視野内で、かつＲＦ励起範囲、及び磁界強度と勾配によって決まる深度範囲を通して距離を有する信号強度の周波数成分を再度表す。明らかにこの技術において、視野は、別個に提供されるならば、少なくとも部分的にＲＦ励起コイルとエコーピックアップコイルの大きさ等によって決められる。

サンプル空間内の単一ボクセルは、先行技術において周知の技術によって分離でき、一般的にサンプル中の磁界勾配による周波数勾配の組み合わせを使用しているが、この技術は、以上に記載され、かつ当該技術分野において周知である。その点について、複数のボクセルの適切な解析のために、構造中の所望の変動を含むために十分に大きな単一ボクセルが選択されるべきである。以下でより詳細に記載するように、単一ボクセル法は、第３の直交方向が、サンプリングすべきものである時、２つのみのスライス選択シーケンスによって使用できる。この場合に、受信器帯域幅は、第３方向でボリュームを決める。下記のウィンドウ第２方法は、実際にボクセルの線をサンプリングするために、サンプル選択技術を使用できる。

所望であれば、二次元エコー配列を提供するために、複数のボクセルが使用できる。逆フーリエ変換が、生じたエコーに適用でき、結果は、ウィンドウ処理され、かつウィンドウ処理された結果は、解析のためにフーリエ変換される。本明細書でも、本明細書に記載された他の技術においても、所望であれば、一例として先述のようなウェーブレット変換など他の変換を使用することができる。

本発明の重要な側面は、ある種の悪影響を最小限に抑えるために、結果にウィンドウ処理を何らかの形で提供することである。ウィンドウ処理は、所望の信号自体以外の影響からの周波数成分の侵入を最小限に抑えるために、他の研究分野において使用された。１つのみの例として、波形の１つの全期間を選び、かつそれをフーリエ変換することによって、いかなる反復波形もフーリエ級数によって表せることが周知である。しかしながら、波形期間が正確に知られていないならば、フーリエ変換は、１つの全期間よりも少ないか、あるいは１つの全期間よりも大きいその波形のセグメントに関して不注意で実行されることがある。それ故に、反復波形の間違った期間にわたって選ばれた、そのセグメントの初め及び終わりは、概して異なる値を有し、波形内で階段状変化であるように見える。生じたフーリエ変換は、間違った期間の反復波形の、かつ内部に反復階段状変化を有するフーリエ変換であり、それにより本当の波形中に存在しないフーリエ変換に周波数成分を注入する。セグメントの振幅を成形することによって、通常波形セグメントの端部をゼロ又はゼロ付近に滑らかに減少させることによってセグメントをウィンドウ処理することにより、この影響は最小限に抑えられ、より正確なフーリエ変換が生じる。多数のウィンドウ処理関数は周知であり、使用されるべきウィンドウ処理関数の選択は、概してウィンドウ処理関数に関する適用の解析及び個人的好みの組み合わせである。概して、しかし必然的でなく、一例として、ハニング、ハミング又はブラックマンウィンドウ関数のような固定形状ウィンドウ関数が、使用される。

図１９（ＭＲ直接）に戻って参照すると、ウィンドウ処理関数を進めるための２つの経路が示されており、これら２つの経路は、ウィンドウ第１及びウィンドウ第２の標識が付されていることが注目される。ウィンドウ第１の場合、離散サンプル、又は視野局在化サンプルを考慮して、磁界勾配が、サンプルを通して確立され、かつ励起は、適切な周波数帯域のＲＦ信号によって提供され、それは次に終了し、かつエコーが記録される。普通は、ＲＦ信号は、サンプルの全ての部分を励起するように、所望の周波数範囲にわたって等しい振幅を有する。ウィンドウ第１において、ＲＦ励起対周波数の振幅と位相は、エコー自体がサンプルを横切ってウィンドウ処理されるように、それ自体が調整される。このことは、ＲＦ周波数自体をウィンドウ処理することと全く同じではなく、むしろそれ自体が所望の所定のウィンドウ処理された特性を有するエコーを提供するためにＲＦ信号の振幅と位相を制御すること、すなわちウィンドウ処理された結果を得るために、周波数によって必要なＲＦ振幅と位相を決定するために逆算することによってなされる。このことは、所望のウィンドウ処理を提供し、かつ直接解析のための信号強度対距離を提供するが、技術自体は好ましくない。１つの理由は、それが所望のようにエコー信号をウィンドウ処理する間に、それは、エコー中の雑音をウィンドウ処理しないことである。従って、信号対雑音比は、エコー周波数の極値で、又はその近くで不必要に低い。

ウィンドウ第２の場合、ＲＦ励起は、ラーモア周波数を励起するためにサンプルに適用され、かつ次に、磁界勾配がサンプルに適用される間、エコーが測定される。サンプルは、磁界勾配を与えられながら、ＲＦ周波数帯域に曝され得るか、又はサンプル中の全ての部分において同じラーモア周波数を励起するよう磁界を均一としながら単一のＲＦ周波数が適用され、かつ次に磁界勾配は、エコーが測定される前に、ラーモア周波数を分離するために与えられることに注目されたい。この技術は、以前に励起されたシステムの共鳴周波数を決定するパラメータの変化が、共鳴の減衰を停止せず、共鳴が減衰する周波数を変化させるのみであることを利用する。

得られたエコー信号は、周波数帯域を構成し、各周波数は、サンプル中の「位置」でラーモア周波数に対応する。スライス全体に関して、スライス表面に垂直な位置が測定される。周知の技術のいずれかを使用して決められる、より決定的なサンプルに関して、位置は、スライス表面に垂直であり、各スライスは、三次元と比較して意図的に限定された一次元を有するか、又は各「スライス」に関する二次元限定が、本質的に決められたサンプルスティック又はウェッジであるか、本質的にボクセルの線であるか、又は長方形サンプルである。位相コード化が使用される時、エコー中の各周波数の振幅と位相の両方が、考慮されねばならない。

エコー中の各周波数の振幅（及び位相）は、それぞれの周波数範囲にわたって周波数自体に対して表される。しかしながら、いかなる周波数（及び位相）もサンプル中の位置を表す。従って各周波数のエコー信号振幅（及び位相）対周波数の図表は、各周波数のエコー信号振幅（及び位相）対サンプル中の位置の図表と見なせる。しかし、このことは、エコー信号の反復波対位置のフーリエ変換にすぎず、各位置増分を反復する波は、解析されるエコー信号中の対応する周波数範囲と等しい。

ウィンドウ第２技術において、エコー信号の逆フーリエ変換が選ばれ、それは、エコー信号強度対サンプル中の位置を提供する。エコー自体は、距離による信号強度のフーリエ変換であり、逆フーリエ変換は、信号強度対距離をもたらす。信号強度対距離は、励起中、又はエコー受信器中、又は両方で、遮断周波数のために鋭角を有することに注目されたい。一次元逆フーリエ変換から生じた波頂部の変動は、信号や暗雑音の組み合わせである。ここでウィンドウ処理関数が波の空間周波数成分を解析する目的で適用される時、信号（及び雑音）対距離の形状は、それに関する所望の信号（及び雑音）を有するが、ウィンドウ処理関数の一般的形状を有する波形である。ウィンドウ第２において、ウィンドウ処理関数は、信号強度及び雑音の組み合わせに有効に適用され、それにより信号対雑音比に影響を及ぼさないことに注目されたい。従って、ウィンドウ処理関数は、信号対雑音比がウィンドウ処理関数の範囲にわたって維持されるように、２つに等しく適用される。一旦ウィンドウ処理関数が適用されると、結果は、それに関する一次元フーリエ変換（１Ｄ−ｆｔ）を第１に実行することによって、又は一例としてウェーブレット解析のような、他のある基底関数解析を使用することによって解析できる。空間周波数及び／又は帯域解析、又は類似した解析は、検査される骨の状態を決定するために、健康な骨及び種々の病期の骨の対応する情報と比較できる情報を提供する。結果は、疾患の範囲又は進行を決定するために、同じ骨の以前の結果と比較するためにも使用できる。

所望のサンプルデータを得る方法は、選択的ボリューム励起ルーチンに簡略化されたボリューム選択処置を使用することである。このことは、Ｈｏｒｎａｋに記載されたようなボリューム選択的分光ルーチンにおいて（読み取り勾配なしで）行われるように、エコーを発生させるために３つの選択的励起パルス（９０、１８０、１８０）、及び次に読み取り勾配を使用することとの比較である。魅力的な代替案は、サンプル中の長方形の「スティック」を選択的に励起するために、２つの選択的励起（９０及び１つの１８０）を使用し、次に第３の直交方向に読み取り勾配を適用することである。これによって発生したエコーは、スティックに沿った位置の関数としての信号強度のフーリエ変換である。その場合データを「線形空間」に逆変換し、かつプロフィル中に関心領域を探し出することは簡単な課題である。それは、本質的に図１９に従ったウィンドウ第２である。

２つの選択的励起シーケンスのみを行う利点は、それがより速く行え、かつＴ２ディフェージングによる信号損失が少ないことである。不利点は、それが角柱なので、第３の直交方向以外の方向に読み取り勾配を適用するならば、サンプリングされたボリュームは、明確な長方形ボリューム以外であることである。従って、多数の方向において一次元プロフィルを得ることは、各方向で完全な実験を行うことを必要とする。各方向の複数サンプルは、良好な信号対雑音比を得るために適切であるので、このことは、大きな問題にならないことがある。

前述の技術は、本発明の好ましい実施形態の本質を保っており、すなわち構造の特徴を決定するためのデータを得て、かつ解析する方法を提供し、その方法は、比較的簡単かつ迅速であり、かつ構造の実際の視覚的に知覚可能な画像に適したデータを得ること、又はそれを提供するためのかかるデータの減少を必要としない。本質的に、本発明の技術は、知られた状態（健康、油含有量等）の範囲の類似した構造の同じシグネチャーとの比較によって、解析されるサンプル構造が、全て構造の視像なしに、かつ所望であれば視像を発生させることができたデータなしでも、その比較によって特徴付けられることがあると解析されるサンプル構造の「シグネチャー」を提供する。好ましい実施形態において、一次元エコーサンプルは、選ばれ、かつ解析され、患者に関する最小限の制限によって、非常に迅速なデータ獲得をもたらす。複数のサンプルが選ばれるならば、患者は不動状態に保たれても良いが、各エコーサンプルが別個に解析され、かつ次に結果が平均化されるならば、適度な患者の動きは問題にならない。同様に、異なる角度で選ばれたエコーも、独立して処理でき、この場合も患者の完全な不動状態を必要としない。

本発明の幾つかの好ましい実施形態が、例示の目的で、かつ限定する目的でなく本明細書に開示及び記載されたが、本発明の精神及び範囲から逸脱することなく、種々の形状及び詳細の変更がその中で行われ得ることが、当業者によって理解されるであろう。

線形表面Ｉｓｏ−Ｂ₀スライスを示す。 非線形表面Ｉｓｏ−Ｂ₀スライスを示す。 データが獲得されたスライス全部に関して、スライスｎで観察されたエネルギーの仮想的図表である。 図３の図表に似ているが、スライス間に大きな変動があり、各スライス中に種々の量の骨髄があることを示唆する図表を表す。 エネルギーがいかに速く変化するかをスライス毎に示す図表を表し、遅く変化するエネルギーレベルが、より速く変動するものと異なる下層構造を示唆する。 図５のエネルギー図表に関する離散フーリエ変換のマグニチュードの図表を表す。 周波数≦周波数ｆ_nに含まれるエネルギーの百分率の図表を表す。 一次元解析におけるｚの関数としてエコーの平均値及び変動性に対して、信号生成位相の優勢な（又は特徴的な）大きさに関連したサンプルの大きさが有する影響を示す。 油のポケットを支承する層を通るボアホールを示すサンプルボリューム描写の実施の略図である。 図９の概念と類似するが、ここでは海綿骨中の骨梁構造を評価するための概念を示す。 候補解剖学的部位の皮質骨内部のサンプルボリュームの位置決めを示す。 所望の方向での読み取り勾配の応用を示す立体サンプル。 所望の方向での読み取り勾配の応用、及びサンプルが記載された方法の１つを使用して６×６配列に分割されたことを示すスラブサンプル。 脛骨遠位端中のスラブ選択及び位相コード化によって描写される６×６配列を示す。 ＰＲＥＳＳ分光法で使用されるパルスシーケンス。 空間−空間−スペクトル分光法で使用されるパルスシーケンス。 示される２方向が画像及び２ＤＦＴ中の異方性を示す、上方の２Ｄ ＣＴ画像及び２Ｄフーリエ変換を示す。 図１７の２Ｄ ＦＴに示した２つの矢印に対応する２つの空間周波数スペクトルを示し、５ｍｍ^-1未満の空間周波数で有意差を示す。 本発明に従ってデータを得、かつ解析する種々の代表的技術の説明図である。

Claims (26)

1. 構造のサンプルの少なくとも１つの特徴を評価する方法であって、
   磁界に前記サンプルを曝すことと、
   前記サンプル中で１つ以上のラーモア周波数を励起するための周波数範囲を有するＲＦ励起に、前記サンプルを曝すことと、
   前記サンプルが磁界勾配に曝される間、前記ＲＦ励起を終了させ、かつ前記サンプルからエコー信号を受信することと、
   ウィンドウ処理されたエコー信号を提供するために前記エコー信号をウィンドウ処理することと、
   前記サンプルを特徴付けるために、前記ウィンドウ処理されたエコー信号を解析することとを含み、
   前記ウィンドウ処理されたエコー信号を解析することは、前記変換中の空間周波数分布を、同じタイプの構造であるが、異なる特徴を有する変換の空間周波数分布と比較すること、または、前記変換中の周波数帯域の成分を、同じタイプの構造であるが、異なる特徴を有する変換の周波数帯域と比較することを含むことを特徴とする方法。
2. 磁界に前記サンプルを曝すことは、前記磁界勾配を有する磁界に前記サンプルを曝すことを含む請求項１に記載の方法。
3. 前記ＲＦ励起は、周波数範囲にわたるＲＦ励起であり、かつ前記エコー信号は、所定のウィンドウ処理関数によってウィンドウ処理されるエコーを提供するために、前記ＲＦ励起の振幅と位相対周波数を制御することによってウィンドウ処理される請求項１に記載の方法。
4. 前記エコー信号の逆フーリエ変換を選ぶことを更に含み、
   前記エコー信号をウィンドウ処理することは、前記エコー信号の逆変換をウィンドウ処理し、次にウィンドウ処理された通りの前記エコー信号の変換を選び、前記サンプルを特徴付けるために前記変換を解析することによって前記ウィンドウ処理されたエコー信号を解析することを含む、請求項１に記載の方法。
5. 前記変換はフーリエ変換である請求項４に記載の方法。
6. 前記変換はウェーブレット変換である請求項４に記載の方法。
7. 前記ＲＦ励起は単一周波数励起であり、かつ前記磁界勾配は前記ＲＦ励起の終了後に与えられる請求項４に記載の方法。
8. 前記ＲＦ励起は周波数帯域を含み、かつ前記磁界勾配は、前記ＲＦ励起の終了前に与えられる請求項４に記載の方法。
9. 前記エコー信号は前記サンプルのスライスからのエコー信号である請求項１に記載の方法。
10. ウィンドウ処理された前記エコー信号を、前記磁界勾配に直交する方向に限定し、かつ前記磁界勾配に沿った方向に空間的に位置するエコー信号に限定することから更になる請求項１に記載の方法。
11. ウィンドウ処理された前記エコー信号を、前記磁界勾配に直交する２つの方向に限定し、かつ前記磁界勾配に沿った方向に空間的に位置するエコー信号に限定することから更になる請求項１に記載の方法。
12. 前記構造は骨構造である請求項１に記載の方法。
13. 前記構造は層中に分散した石油である請求項１に記載の方法。
14. 前記構造は生物学的構造である請求項１に記載の方法。
15. 前記エコー信号は位相コード化信号であり、かつ前記サンプルから前記エコー信号を受信することは、前記エコー信号中の周波数の振幅と位相の両方を受信することを含む請求項１に記載の方法。
16. 骨構造を評価する方法であって、
    磁界に骨構造サンプルを曝すことと、
    前記骨構造サンプル中で１つ以上のラーモア周波数を励起するための周波数範囲を有するＲＦ励起に、前記骨構造サンプルを曝すことと、
    前記骨構造サンプルが磁界勾配に曝される間、前記ＲＦ励起を終了させ、かつ前記骨構造サンプルからエコー信号を受信することと、
    前記エコー信号の逆フーリエ変換を選ぶことと、
    前記エコー信号の逆変換をウィンドウ処理することと、
    前記エコー信号の変換をウィンドウ処理されたと取ることと、
    前記骨構造サンプルを特徴付けるために前記変換を解析することとを含み、
    前記ウィンドウ処理されたエコー信号を解析することは、前記変換中の空間周波数分布を、同じタイプの構造であるが、異なる特徴を有する変換の空間周波数分布と比較すること、または前記変換中の周波数帯域の成分を、同じタイプの構造であるが、異なる特徴を有する変換の周波数帯域と比較することを含むことを特徴とする方法。
17. 磁界に前記骨構造サンプルを曝すことは、前記磁界勾配を有する磁界に前記骨構造サンプルを曝すことを含む請求項１６に記載の方法。
18. 前記変換はフーリエ変換である請求項１６に記載の方法。
19. 前記変換はウェーブレット変換である請求項１６に記載の方法。
20. 前記ＲＦ励起は単一周波数励起であり、かつ前記磁界勾配は前記ＲＦ励起の終了後に与えられる請求項１６に記載の方法。
21. 前記ＲＦ励起は周波数帯域を含み、かつ前記磁界勾配は前記ＲＦ励起の終了前に与えられる請求項１６に記載の方法。
22. 前記エコー信号は前記骨構造サンプルのスライスからのエコー信号である請求項１６に記載の方法。
23. ウィンドウ処理された前記エコー信号を、前記磁界勾配に直交する方向に限定し、かつ前記磁界勾配に沿った方向に空間的に位置するエコー信号に限定することから更になる請求項１６に記載の方法。
24. ウィンドウ処理された前記エコー信号を、前記磁界勾配の方向に直交する２つの方向に限定し、かつ前記磁界勾配の方向に沿って空間的に位置するエコー信号に限定することから更になる請求項１６に記載の方法。
25. 前記エコー信号は、位相コード化信号であり、かつ前記骨構造サンプルから前記エコー信号を受信することは、前記エコー信号中の周波数の振幅と位相の両方を受信することを含む請求項１６に記載の方法。
26. 骨構造を評価する方法であって、
    磁界に骨構造サンプルを曝すことと、
    前記骨構造サンプル中でラーモア周波数を励起するための所定の周波数のＲＦ励起に、前記骨構造サンプルを曝すことと、
    前記骨構造サンプルが磁界勾配に曝される間、前記ＲＦ励起を終了させ、かつ前記骨構造サンプルからエコー信号を受信することと、
    前記磁界勾配に直交する２つの方向で限定されるような前記エコー信号の逆フーリエ変換を選ぶことと、
    前記エコー信号の逆変換をウィンドウ処理することと、
    前記エコー信号のフーリエ変換をウィンドウ処理されたと取ることと、
    前記サンプルを特徴付けるために前記変換を解析することとを含み、
    前記ウィンドウ処理されたエコー信号を解析することは、前記変換中の空間周波数分布を、同じタイプの構造であるが、異なる特徴を有する変換の空間周波数分布と比較すること、または前記変換中の周波数帯域の成分を、同じタイプの構造であるが、異なる特徴を有する変換の周波数帯域と比較することを含むことを特徴とする方法。

Images