JPH05192307A - 磁気共鳴像の焦点合わせ法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 （修正有） 【目的】（１）組織体積から生じる、単位収集時間当た
りのボディ・ノイズを最小限に抑えるか、あるいは、こ
れを抑圧し、（２）単位収集時間当たりの利用可能信号
を増加させることを目的とする。 【構成】固定したデータ採取期間での信号対雑音比を向
上させる、人体又は動物の体の組織中に選択した呼びか
け体積を磁気共鳴で画像形成をするための装置及び方法
である。回転磁界信号を集束させ舵を取って制御するこ
とを介して、500〜3,000cm³程度に小さい選択した呼び
かけ体積中で磁気共鳴を励磁することが含まれる。励磁
された体積要素から発生する応答信号は、フェイズド・
アレイ・アンテナを用いて、これらの応答信号を集束さ
せる。スピン・エコー法や、エコー・プラーナ法や、グ
ラディエント再現法や背面照射法等の核磁気共鳴の周知
の励磁手続きを用いて本発明は説明される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、高磁界における核磁気
共鳴画像形成と共に、ＲＦ集束技法を用いて、単位デー
タ獲得時間当たりのＳ／Ｎ比を改善し、こうした画像形
成の空間解像度、分光感度、及び／またはデータ・スル
ープット率を改善した、人体または動物の体、とりわ
け、噴門部の医用画像形成に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】人体または動物の体の器官及び組織に関
する医用画像形成技法は、ほとんど医用画像形成に核磁
気共鳴画像形成を採用したことにより、過去20年の間に
大幅な変化を遂げた。最初に、ＮＭＲの価値を認識し、
ＮＭＲの技法を用いて、人体及び動物の体における正常
な発育と異常な発育を分別したものには、Damadian(Sci
ence 171(1971) 1151〜1153) 、Weisman(Science 178
(1972) 1288〜1290) 、Lauterbur(Nature 242(1973) 19
0〜191)、Eggleston 他(Cancer Research 33(1973) 215
6〜2160) 、及び、Damadian他(Proc. Nat. Acad. Sci.
71(1974) 1471〜1473；Science 194(1976) 1430〜1431)
がある。

【０００３】核磁気共鳴（「ＮＭＲ」）は、比較的新し
い研究領域であり、Bloch 及び彼の共同研究者によっ
て、1946年に、始めて、検討され、実験に基づく調査が
行われた(Phy. Rev. 70(1946) 460〜474 及び 474〜48
5)。Bloch の論文は、参考までに、本明細書に組み込ま
れている。ＮＭＲにおいて、ほぼ一定の磁界Ｂ ₀ ＝Ｂ₀
ｉ _z が、目標（器官、組織等）に対して、関連座標系の
z 軸を形成する、一定の方向に印加され、時変磁界Ｂ ₁
＝Ｂ₁ （ｉ _x ｃｏｓωｔ＋ｉ _y ｓｉｎωｔ）が、ｚ軸に
垂直な平面に印加されるが、ここで、振幅Ｂ₁ もほぼ一
定である。磁気分極ベクトルＭによって、磁化トルク方
程式がみたされる。

【０００４】

【数１】

【０００５】ここで、γは、磁気回転比、Ｂ＝Ｂ ₀ ＋Ｂ
₁ は、全印加磁界、Ｍ₀ は、分極磁界によって生じる平
衡磁化、Ｔ１は、磁化横方向成分の平衡に戻るための特
性時間

【０００６】

【外１】

【０００７】る３つの磁化成分の緩和を現象学的に説明
する第２ランクの診断テンソルまたはダイアディックで
ある。

【０００８】

【数２】

【０００９】プロトンの場合、磁気回転率γは、42.57
ＭＨｚ／テスラである。スピン格子緩和時間Ｔ１及びス
ピン・スピン緩和時間Ｔ２は、それぞれ、ほぼ 600〜1,
000ｍｓｅｃ及び20〜100 ｍｓｅｃになることが多い。
観測可能な量は、Ｍ_x 及びＭ_y である。

【００１０】磁界をかけ、磁界を受けるさまざまな条件
下でこれらの方程式を解くことによって、該システムの
磁化成分を得ることができる。共鳴周波数ｆ₀ ＝ω₀ ／
２π＝γＢ₀ 、または、これに近い、無線周波（「Ｒ
Ｆ」）磁界強度Ｂ ₁ によってスピン・システムを励磁す
ると、該システムによって、ＲＦ励磁界からエネルギが
取り出される。逆に、スピン・システムが共鳴に近い
と、このＲＦエネルギを受けるように配置された構造に
エネルギを戻すことが可能性である。方程式(1) におけ
る方程式のシステムに関する分析については、Oxford U
niversity Clarendon Press から1961年に刊行された、
A.AbragramによるThe Principles of Nuclear Magnetis
m （核磁気の原理）の37〜75頁に解説があり、参考まで
に本明細書に組み込まれている。医用画像形成は、一般
に、この戻されるエネルギによって生じる磁界を受け、
その解釈を行うことに関するものである。

【００１１】以下の説明においては、基準のフレーム
が、共鳴周波数ｆ₀ におけるＲＦ回転磁界Ｂ ₁ で、回転
するものであると仮定する。磁化成分Ｍ_x'及びＭ_y'は、
ここで、特に問題となるものである。磁界で回転するフ
レームの場合、回転フレームのｘ’軸方向の磁界によっ
て磁化が生じるのは、ｙ’軸方向に限られる。このフレ
ームの場合、スピン・システムを摂動させる広帯域ＲＦ
パルス及び各種グラディエント磁界（後述する）を簡単
に視覚化し、分析することができる。

【００１２】

【発明が解決しようとする課題】人体または動物の体の
組織、器官、または、その他の生物学的構成要素（本明
細書では、便宜上「組織」とだけ呼ぶことにする）、ま
たは、その一部についての、選択的、または、別様の励
磁に対するアプローチが直面する問題の１つは、所望の
体積要素の範囲外の組織から生じる「ノイズ」が、こう
したノイズを発生する周囲の組織の体積が比較的大きい
ので、かなりのものになる場合がよくある。組織内の時
変磁界Ｂ ₁ は、マックスウェルの方程式により、対応す
る電界Ｅ ₁を生じさせるが、組織は、導電率が非ゼロの
ため、この結果、対応する非ゼロの電流ベクトルＪが生
じることになる。ＪとＥのスカラー積の体積積分によっ
て、組織の体積要素全体に電力の散逸が生じ、この結
果、組織の体積要素の視野がある程度制限されない限
り、信号検知装置にノイズが生じる。このプロセスは、
その影響が組織の導電率に比例する「ボディ・ノイズ」
抵抗器によって表すことができる。ノイズは、受信機が
検知可能な組織の最小体積と表現することができる解像
度の下限を設定し、また、信号捕捉の可能な時間間隔の
長さに対する下限を設定する。ノイズは、受信機の回路
における制御不能な電気的な作用（「ジョンソン・ノイ
ズ」）、「ボディ・ノイズ」抵抗器のノイズ源、及び、
画像形成される組織内における熱誘導磁化によって生じ
る。

【００１３】ここでは、３つの全く異なるサイズの体積
要素、すなわち、(1) 数百〜数十万ｃｍ³ のサイズとす
ることができる組織の体積、(2) 検知される応答信号を
受信機が受け取るＲＦ信号呼びかけ体積（interrogatio
n volume）、及び、(3) １ｍｍ³ をはるかに下回るサ
イズとすることができる組織内の磁気共鳴励磁体積また
は「ボクセル体積（voxel volume）」が関係する。呼
びかけ体積は、ＲＦ磁界の発生に用いられるコイル、ア
プリケータ、または、他の送信機によって、及び、体自
体に生じる望ましくない電界の範囲によって包囲された
体積によって定義される。従来のアプローチでは、この
呼びかけ体積は、心臓モニタの場合の組織体積に比べて
はるかに大きい、50,000〜100,000 ｃｍ³ になることも
有り得る。呼びかけ体積は、組織体積とほぼ同じか、そ
れ以下のサイズが望ましい。

【００１４】磁気共鳴物理学において周知の関係式によ
れば、Ｓ／Ｎ比（ＳＮＲ）は、Ｂ ₀と体積比の積に比例
する。

【００１５】

【数３】

【００１６】ここで、Δｔは、データ収集時間、Ｂ ₀
は、一次磁界強度である。Ｂ ₀ が増すと、システムの共
鳴周波数もこれに比例して高くなる。Δｔの延長は、ス
ループット要件によって制限される。従って、Ｓ／Ｎ比
を高めなけれればならない場合、Ｂ ₀ の増大及び／又は
呼びかけ体積の縮小が、主として問題になる。

【００１７】ここで必要とされるものは、(1) 組織体積
から生じる、単位収集時間当たりのボディ・ノイズを最
小限に抑えるか、あるいは、これを抑圧し、(2) 単位収
集時間当たりの利用可能信号を増加させるアプローチで
ある。

【００１８】

【課題を解決するための手段】これらの要求は、人体ま
たは動物の体の組織における呼びかけ体積要素のサイズ
を3,000 ｃｍ³ 以下に縮小することで、視野、従って、
ノイズの影響に制限を加える方法を提供する本発明の実
施例の１つにおいて、満たされる。該方法は、さらに規
模の大きい（２〜10テスラ）１次磁界Ｂ ₀ を用いること
によって、信号の増加を可能にする。人体または組織内
の視野を制限するため、ｆ₀ ＝85〜340ＭＨｚの高周波
数ＲＦ磁界が、回転磁界に選択される。組織内の対応波
長、または、有効波長λは、こうした周波数における組
織の誘電率が高いので、比較的短い（11〜41ｃｍ）。こ
の短い有効波長のおかげで、組織の穏当なサイズの呼び
かけ体積要素内にＲＦエネルギを集束させることが可能
になり、顕著に視野を制限できる。

【００１９】この方法によれば、第１の磁界または１次
磁界（強度）Ｂ ₀ ＝Ｂ₀ ｉ _z が、第１の（ｚ）方向に印
加され、また、表記の便宜上、時々Ｂ ₁ として表す場合
もある、第２の集束磁界Ｂ ₁ （ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）が、垂
直（ｘｙ）面に印加されるが、ここで、Ｂ ₁ は、一定の
大きさを備えており、ｘｙ面において、ほぼ一定の角周
波数ωをなして回転し、所定の量ｔ₁ 及びΔｔ₁ に関す
る第１の時間間隔ｔ₁＜ｔ＜ｔ₁ ＋Δｔ₁ にわたっての
み印加される。磁界Ｂ ₁ を印加することによって、磁化
ベクトルＭをｚ軸からｘｙ面に向かつて所定の再配向角
度θだけ傾ける「テータ・パルス」が生じるが、後述の
ように、一般的な２つの選択では、θ＝90°及びθ＝10
〜20°である。表記の便宜上、回転フレームにおける座
標のプライム記号ｘ’，ｙ’，ｚ’は、下記の論考にお
いて省略されている。

【００２０】スライス選択グラディエント磁界Ｂ ₂
（ｚ）が、磁界Ｂ ₁ の印加と同時に、または、これに先
行して、組織に印加されることによって、選択されたｚ
スライスにおける縦方向磁化Ｍ₀ の一部が、ｔ₂ ＜ｔ＜
ｔ₂ ＋Δｔ₂ によって与えられる（ここで、ｔ₂ ≦ｔ
₁ ）所定の時間間隔において、ｘｙ面磁化Ｍ_x 及び／又
はＭ_y に変換されることになる。

【００２１】次に、１つ以上の追加グラディエント磁界
Ｂ ₃ （ｘ，ｙ）をかけて、選択されたｚスライス内で選
択された組織のボクセル体積要素の磁化を、所定の時間
間隔にわたって、微分磁気共鳴の状態に置き、これらの
ボクセルの（ｘ，ｙ）空間位置に「タグ」が付けられ
る。グラディエント磁界Ｂ ₂ （ｚ）及びＢ ₃ （ｘ，ｙ）
は、全て、１次磁界Ｂ ₀ の磁界ベクトルと平行な磁界ベ
クトルを備えている。次に、ＲＦ磁界Ｂ ₅ （ｘ，ｙ，
ｚ，ｔ）にもう１つのグラディエント磁界Ｂ ₆ （ｘ，
ｙ）をプラスしたもの、または、グラディエント磁界Ｂ
₆ （ｘ，ｙ）だけを、ｚスライス内の組織のボクセル体
積要素に印加して、「読み取り」サイクルが開始され
る。こうして生じた磁化によって、ｔ_sig ＜ｔ＜ｔ_sig
＋Δｔ_sig で与えられる、確定できる時間間隔内に、選
択された組織のボクセル体積要素から発する電磁信号が
励磁される。従って、電磁信号を発するこれらのボクセ
ル体積要素の空間位置には、グラディエント磁界の選択
によって、「タグ」が付けられる。選択された核によっ
て送り出される電磁信号の方向及び振幅を検知する、ｎ
＝１，２，・・・，Ｎの番号を付されたサンプリング・
アンテナのアレイが設けられるが、この場合、アレイに
おけるアンテナ番号ｎを活動状態にすることによって、
ｎによって決まる、ｔ_sig,n ＜ｔ＜ｔ_sig,n ＋Δｔ
_sig,n で与えられる、所定の時間間隔についてのみ、こ
れらの信号が検知される。この特定の第ｎの時間間隔
は、所定の時間間隔ｔ_sig ＜ｔ＜ｔ_sig ＋Δｔ_sig に励
磁された選択核から発した応答信号の、アンテナ番号ｎ
における受信に対応する。これらＮ個の時間間隔の差
は、受信応答信号に移相、時間遅延、または、他の同様
の調整を用いることによって補償することができる。

【００２２】選択されたボクセル体積要素の磁化は、ス
ピン・エコー法、エコー・プレーナ法、グラディエント
再現法、背面投射法、及び、各種分光画像形成技法を含
む、ただし、これらに限定されるわけではないが、いく
つかのアプローチによって励磁することが可能である。
これら全てによって、この磁化の識別が空間的に解決さ
れる。

【００２３】ボクセル体積要素の選択核によって送り出
される電磁信号の選択的検知は、組織体積を包囲するア
ンテナ・アレイによって行われる。アンテナを働かせる
時間間隔ｔ_sig,n ＜ｔ＜ｔ_sig,n ＋Δｔ_sig,n のシーケ
ンスは、検知するアンテナ番号ｎが活動状態になり、ア
ンテナが応答信号ＲＳを受信するアンテナ自体の活動状
態時間間隔ｔ_sig,n ＜ｔ＜ｔ_sig,n ＋Δｔ_sig,n におい
て、組織の選択磁化によって生じる受信、または、応答
信号ＲＳ（ＦＩＤ、スピン・エコー、または、他の結果
生じる信号）を検知するように選択される。選択磁化に
よってこうして生じるＲＳ信号は、アレイをなす検知ア
ンテナのそれぞれに達するのに必要な時間量が異なる可
能性があるため、時間ｔ_sig,n 及び／又は時間間隔の長
さΔｔ_sig,n がアンテナ毎に異なる可能性もある。選択
されたボクセル体積要素を中心に置き、パラメータｔ
_sig,n だけ、分離して、円のほぼ円周上に検知アンテナ
を配列することによって、パラメータΔｔ_sig,n を各パ
ラメータ集合内においてほぼ等しくすることができる。
検知アンテナが組織に隣接した２つ以上の平面に配列さ
れる場合、これらのパラメータは、各パラメータ集合内
において、互いに全く異なるものになる可能性がある。

【００２４】検知アンテナは、本発明の実施例の１つの
グループにおいて、透過磁界Ｂ ₁ の発生源の働きもす
る。代替実施例の場合、透過磁界Ｂ ₁ は、第１のアレイ
をなすアンテナまたは他の発生源によって得られ、検知
アンテナは、応答信号ＲＳを回復するための、第２の独
立したアレイを形成する。

【００２５】全ての実施例において、本発明には、組織
内に核磁気共鳴を生じさせ、組織の選択核に誘発される
ＲＳ信号を検知するための装置が含まれている。第１の
実施例の場合、該装置には、導電コイルによって励磁さ
れる双極磁石が含まれている。この磁石は、患者の体を
ほぼ包囲し、人体の第１の（ｚ）方向において、２〜10
テスラの範囲内のほぼ均一な特定の磁界強度の磁界を発
生する。該装置には、ほぼ一定の大きさを有し、磁界ベ
クトルが、ほぼ一定の角周波数で、ｚ方向と垂直なｘｙ
面内で回転する、回転磁界を発生するＲＦ磁界発生源が
含まれている。この装置には、さらに、所定の時間間隔
に、この回転磁界を活性化したり、非活性化したりする
ことを可能にする回転磁界発生源用のスイッチ式電源も
含まれている。この検知装置には、所定の時間間隔にわ
たって、１つ以上の追加グラディエント磁界を組織に印
加して、該組織の選択されたボクセル体積要素における
選択磁化を励磁するためのグラディエント磁界手段も備
わっている。該装置には、また、選択磁化によって生じ
るＲＳ信号を検知するため、組織に隣接してフェイズド
・アレイとして配置された、検知アンテナのアレイも含
まれている。こうしたアレイのいくつかの実施例を利用
することが可能である。該装置には、さらに、各検知ア
ンテナに接続されて、各アンテナを所定の時間間隔にわ
たって別個に動作状態にし、各アンテナが、それ自体の
時間間隔においてのみＲＳ信号を検知するようにするス
イッチ手段が設けられている。

【００２６】関連座標系のｚ軸が、１次磁界Ｂ ₀ の方向
によって決まり、磁界Ｂ ₁ （ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）が、Ｂ ₀
の方向に対し垂直な面において回転することを想起され
たい。第２の座標系は、検査を受ける人体または動物の
体に対する３つの異なる平面、すなわち、(1) 体の背骨
とほぼ平行に延びる縦線に対して垂直に向けられた「横
断面」ＴＰ、(2) 体の縦線を含み、かつ、体の背面から
正面に延びる線を含む「サジタル平面」ＳＰ、及び、
(3) 体の縦線を含み、さらに、体の右側から体の左側に
延びる線を含む「コロナ平面」ＣＰによって決まる。こ
れら３つの平面は、図１に示すように、体ｂ自体によっ
て形成される。横断面、サジタル平面、または、コロナ
平面は、体内に通すこともできるし、あるいは、それに
関連する体の外側に、それと隣接して配置することもで
きる。

【００２７】フェイズド・アレイをなすアンテナの第１
の実施例の場合、１次磁界Ｂ ₀ は、コロナ平面に対して
垂直に向けられ、ＲＦ磁界Ｂ ₁ （ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）は、
このコロナ平面において回転する。体の正面及び背面に
位置するコロナ平面に配置された２つのアンテナ・アレ
イによって、ＲＦ磁界Ｂ ₁ が発生する。第２の実施例の
場合、１次磁界Ｂ ₀ 及びＲＦ磁界Ｂ ₁ は、第１の実施例
と同様の配向が施されるが、ＲＦ磁界Ｂ ₁ は、体の右側
及び左側に位置する、異なる配置のアンテナ・アレイに
よって発生する。フェイズド・アレイをなすアンテナの
第３の実施例の場合、１次磁界Ｂ ₀ は、横断面に対して
垂直に向けられ、ＲＦ磁界Ｂ ₁ は、この横断面において
回転する。フェイズド・アレイをなすアンテナの第４の
実施例の場合、１次磁界Ｂ ₀ は、サジタル平面に対して
垂直に向けられ、ＲＦ磁界Ｂ ₁ は、このサジタル平面に
おいて回転する。

【００２８】本発明の方法の一般的な実施例の場合、所
定の（ｚ）方向に向けられた、ほぼ静的で、ほぼ均等な
１次磁界Ｂ ₀ が、組織または組織の呼びかけ体積に印加
され、磁界ベクトルＢ ₀ に対してほぼ垂直な平面におい
て回転する、ＲＦ磁界Ｂ ₁ （ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）が、ｔ₁
＜ｔ＜ｔ₁ ＋Δｔ₁ によって与えられる第１の所定の時
間間隔にわたって印加される。組織の特定のスライスを
選択するため、スライス選択グラディエント磁界Ｂ₂
（ｚ）が、ｔ₂ ＜ｔ＜ｔ₂ ＋Δｔ₂ によって与えられる
所定の時間間隔にわたって印加される。このグラディエ
ント磁界Ｂ₂ （ｚ）は、１次磁界Ｂ ₀ に対して平行に向
けられるが、大きさがかなり小さく、ｚ方向における位
置の変化に対して全く単調な変動を示す。研究のため、
選択されたｚスライス内のボクセル体積を選択的に励磁
するため、磁界のベクトルがｚ方向に平行に向けられて
いるが、ｚ方向に対して垂直な平面におけるｘおよびｙ
方向の位置に応じて変化する、１つ以上の追加グラディ
エント磁界Ｂ ₃ （ｘ，ｙ）が、ｔ₃ ＜ｔ＜ｔ₃ ＋Δｔ₃
によって与えられる所定の時間間隔にわたって印加され
る。選択体積は、もう１つのＲＦ回転磁界及びもう１つ
のグラディエント磁界によって、あるいは、グラディエ
ント磁界のみによって励磁され、応答信号が、１つ以上
のフェイズド・アレイをなすアンテナによって検知され
る。個々のアンテナは、異なる時間に応答信号ＲＳを受
信し、アレイを構成する個々のアンテナにおける内部移
相、時間遅延、または、他の調整によって補償される
が、これらの調整は、問題となる呼びかけ体積にアンテ
ナ・アレイの焦点を合わせるために利用される。次に、
呼びかけ体積内に生じた応答信号ＲＳを適切に分析し、
表示するため、結果として生じる信号の処理が行われ
る。

【００２９】心臓、及び、その他の器官及び組織につい
て、心臓病及びその他の疾病を非観血的に評価し、診断
するため、サブミリメートルの解像度で、解剖学的構造
の画像を形成することのできる、また、サブセンチメー
トルの解像度で、環流及び代謝といった生化学的機能を
検分することの可能な装置が、提供される。ＲＦ集束技
法及び高強度１次磁界を利用した診断磁気共鳴画像形
成、及び、分光学によって、サブミリメートルの空間解
像度及びサブセンチメートルの局部分光信号を得るのに
必要なＳ／Ｎ比の改善が可能になる。送り込み、受け止
める無線周波電磁界を集束させることによって、この放
射によって組織に蓄えられるエネルギを減少させるため
に、応答信号の検知される組織体積が、問題となるはる
かに小さい呼びかけ体積に限定される。フェイズド・ア
レイをなすように配置された複数の検知アンテナを用い
ることによって、Ｓ／Ｎ比を高めることが可能になり、
それと同時に、該システムのデータ収集速度を改善する
ことが可能になる。

【００３０】

【実施例】図２は、本発明の一般的な方法を表したフロ
ー・チャートである。最初のステップ11では、図３にお
いて31で識別される組織が、実験室のフレームの第１の
（ｚ）方向に向けられた、静的で、均等な１次磁界Ｂ ₀
の中に配置される。第３のステップ13において、ｚ方向
に対してほぼ垂直なｘｙ平面に、回転磁界Ｂ ₁ （ｘ，
ｙ，ｚ，ｔ）が印加される。回転磁界Ｂ ₁ は、大きさが
ほぼ一定しており、ｘｙ平面において、ほぼ一定の各周
波数ωで回転する。１次磁界及び回転磁界は、ほぼ次の
ように表すことができる。

【００３１】 Ｂ ₀ ＝Ｂ₀ ｉ _z (3) Ｂ ₁ （ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）＝Ｂ₁ （ｘ，ｙ，ｚ）（ｉ _x ｃｏｓωｔ ＋ｉ _y ｓｉｎωｔ） (4) ここで、ｉ _x 、ｉ _y 、及び、ｉ _z は、それぞれ、回転フ
レームにおける、ｘ、ｙ、及び、ｚ方向に向けられた単
位長ベクトルの互いに直交する三幅対を形成しており、
この場合、ｚ方向は、静的１次磁界Ｂ ₀ の方向と一致す
る。方程式(1)〜(4) は、Abragam の論文に記載のよう
に、一般に、回転磁界Ｂ ₁ （ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）によって
回転する回転フレームにおいて容易に分析される。ＲＦ
磁界Ｂ ₁とほぼ同時に、スライス選択グラディエント磁
界Ｂ ₂ （ｚ）＝Ｂ₂ （ｚ）ｉ _z （振幅が、座標、この場
合はｚに応じて変動する）が、組織に対して印加され、
図３に示す呼びかけ体積の選択されたボクセル体積要素
33の磁化が励磁される（図２のステップ12）。ＲＦ磁界
Ｂ ₁ （ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）が、ｔ₁ ＜ｔ＜ｔ₁ ＋Δｔ₁ に
よって与えられる時間間隔にわたって印加される。

【００３２】図３には、組織31の選択スライスすなわち
体積要素33における磁化をまとめて励磁するのに用いら
れる磁界Ｂ ₀ 、Ｂ ₁ 、及び、Ｂ ₂ の一般構造が示されて
いる。磁界ベクトルＢ ₂（ｚ）は、ｚ方向に向けられて
おり、振幅Ｂ₂（ｚ）は、座標ｚの増大につれて、全く
単調に増大（または減少)する。振幅Ｂ₂（ｚ）は、ｚ

【００３３】

【外２】

【００３４】に、ｚに応じて線形に増大する。この第３
の磁界Ｂ ₂ （ｚ）の振幅範囲は、核磁気共鳴の条件が、
ｚ₂ ＜ｚ＜ｚ₂ ＋Δｚ₂ で与えられる狭いｚスライスに
おいて満たされ、これが、ｔ₂ ＜ｔ＜ｔ₂ ＋Δｔ₂ によ
って与えられる所定の時間間隔にわたって生じるように
選択される。

【００３５】図３に戻ると、組織31の選択ボクセル体積
要素33における選択粒子の選択励磁が、ｔ₁ ＜ｔ＜ｔ₁
＋Δｔ₁ によって与えられる時間間隔にわたって（ｔ₂
≦ｔ₁ ）引き起こされ、その後、磁界Ｂ ₁ （ｘ，ｙ，
ｚ，ｔ）による選択ボクセル体積要素の外部励磁が中止
される。ステップ15において、全て、磁界ベクトルがｚ
方向に向けられた、１つ以上のグラディエント磁界Ｂ ₃
（ｘ，ｙ）の時間列が印加され、ｘ座標及び／又はｙ座
標の関数として、所望の移相または共鳴周波数摂動に従
って、ボクセル体積要素33の磁化が空間的にエンコード
される。これは、ｔ₃ ＜ｔ＜ｔ₃ ＋Δｔ₃ によって与え
られる時間間隔にわたって行われる。

【００３６】次に、ステップ16において、Ｂ ₁ （ｘ，
ｙ，ｚ，ｔ）と同じ周波数を有しているが、もっと長い
時間期間にわたって、あるいは、磁界の振幅をより大き
くして印加される、もう１つの回転磁界Ｂ ₅ （ｘ，ｙ，
ｚ，ｔ）（後述のアプローチのいくつかにおいては不
要）が、グラディエント磁界の存在下で組織に対して印
加される。先行する磁界の印加で準備されたボクセル体
積要素の磁化によって、ｔ _sig ＜ｔ＜ｔ_sig ＋Δｔ_sig
で与えられる時間間隔内に、電磁応答信号ＲＳが送り出
されることになる（ステップ17）。これらのボクセル体
積要素によって、主応答信号ＲＳが生じる。次に、ステ
ップ19に示すように、選択的に励磁された核によって送
り出される応答信号ＲＳの検知のため、フェイズド・ア
レイをなす検知アンテナが、組織31（図３）に隣接して
配置される。時間間隔ｔ_sig ＜ｔ＜ｔ_sig ＋Δｔ_sig に
おいて、選択された呼びかけ体積要素33（図３）に生じ
た応答信号ＲＳが、アンテナ番号ｎに到達することにな
る、ｔ_sig,n ＜ｔ＜ｔ_sig,n ＋Δｔ_sig,n で与えられ
る、特定の時間間隔、すなわち、「検知ウインドウ」Ｗ
_nの間、フェイズド・アレイ中でｎ＝１，２，・・・Ｎ
の番号を付された各検知アンテナが、活動状態になる。
例えば、局部発振器の位相または時間遅延を変動させる
ことのできる、電気的に変更可能な移相器または位相ミ
キサといった、信号相互間に可制御移相または時間遅延
を生じさせる装置を利用して、フェイズド・アレイのア
ンテナが送り出す、あるいは、受信する信号に制御可能
な変更を加えることができる。この結果、図２のステッ
プ21における信号処理の一部として、電磁信号の伝搬に
おいて周知の方法で、呼びかけ体積における信号の集束
または操向が可能になる。

【００３７】人体または動物の体の内部には、それぞ
れ、誘電及び磁気透過率、導電率等のような、１組の材
料パラメータ特性を備えた、数多くの器官、組織、流
体、及び、他の構成要素が含まれている。こうした体内
の電磁信号の伝搬に関する分析には、信号の減衰及びそ
の他の材料応答を評価するため、しばしば、１組の平均
的なパラメータが利用される。ここでは、ニューヨーク
のＩ．Ｅ．Ｅ．Ｅ．Ｐｒｅｓｓ社から1986年に出版され
た、L.E.Larsen編集の、Medical Applications OfMicro
wave Imaging（マイクロ波画像形成の医学的応用）に掲
載された、E.C.Burdette他による論文“In−Situ Tissu
e Permittivity at Microwave Frequencies：Perspecti
ve, Techniques, Resalts”（マイクロ波周波数におけ
る自然のままの組織の誘電率：その概観、技術、結果）
（同書13〜40頁）から得られる犬の筋肉に関する材料応
答データを利用して、こうした材料におけるＮＭＲ画像
形成のための適宜な共鳴周波数範囲が求められた。線形
で、等方性の、損失のある電磁媒体におけるマックスウ
ェルの方程式を分析することによって、下記の形をと
る、ある空間次元（ｒ）における電界及び磁界振幅Ｅ及
びＢに関する解が得られる。

【００３８】

【数４】

【００３９】 （α＋ｊβ）² ＝−ω² με’＋ｊωσμ (6)

【００４０】

【数５】

【００４１】 ε’＝組織における複素誘電透磁率の実部 (8) σ＝組織の導電率（モー／メートル） (9) ｒ＝波の伝搬方向において測定された空間座標 (10) ここで、ε’及びσは、周波数によって決まる可能性が
ある。方程式(4) の物理的に現実性のある解は、次の通
りである。

【００４２】 α＝〔ω² με’／２〕^1/2 〔１＋ｔａｎ² δ〕^1/2 −１〕^1/2 (11) β＝〔ω² με’／２〕^1/2 〔１＋ｔａｎ² δ〕^1/2 ＋１〕^1/2 (12) ｔａｎδ＝σ／ωε’ (13) 量λ＝２π／βは、空間座標ｒにおける波動波に関する
有効波長の働きをし、量ｖ＝ω／βは、この波に関する
位相速度の働きをし、量α’＝20ｌｏｇ₁₀〔α〕（ｄＢ
／ｃｍ）は、材料を伝搬する時間周波数ｆ＝ω／２πの
波に関する指数減衰係数の働きをする。図４及び図５に
は、14.9ＭＨｚ〜340.6 ＭＨｚの範囲にわたる、表１に
示す17の周波数に関するBurdette他による上記実験デー
タの補間を利用した、α’とλの計算結果が示されてい
る。γ＝42.57 ＭＨｚ／テスラにおけるプロトンのＮＭ
Ｒ画像形成の場合、17の周波数は、表１に示す、0.35テ
スラ〜８テスラの１次磁界強度Ｂ₀ に対応する。プロト
ンＮＭＲの場合、３テスラ〜８テスラの１次磁界強度Ｂ
₀ によって、11.3ｃｍ（Ｂ₀ ＝８テスラ）〜30ｃｍ（Ｂ
₀ ＝３テスラ）の範囲の波長λが生じ、対応する信号減
衰係数α’は、1.95ｄＢ／ｃｍ（８ステラ）〜1.4 ｄＢ
／ｃｍ（３テスラ）になる。これは、プロトンのＮＭＲ
画像形成にとって魅力的な波長λ範囲であり、対応する
信号減衰係数α’の範囲は、わずか20ｃｍの体内経路長
にとって許容できるものである。従って、犬の筋肉のよ
うな材料におけるプロトンのＮＭＲ画像形成の場合、12
7.7 ＭＨｚ〜340.6 ＭＨｚの共鳴周波数ｆ₀ ＝γＢ₀ に
対応する１次磁界強度Ｂ₀ ＝３〜８テスラは、この目的
にとって極めて魅力的である。人間または動物を研究す
る場合、１次磁界強度は同様であるが、必ずしも同一で
なくてもよく、１次磁界強度Ｂ₀ ＝２〜10テスラの全範
囲を扱うことになる。

【００４３】

【表１】

【００４４】生体内の器官及び組織といった目標の医用
画像を形成するため、磁気共鳴画像形成技法が利用され
る。これらの技法のいくつかについて、以下に説明す
る。組織の選択ボクセル体積要素は、所定の時間依存グ
ラディエント磁界を利用して、該体積要素内における、
または、これに隣接したこうした共鳴に必要な条件を生
じさせることによって、所定の時間間隔において励磁さ
せることができる。こうした方法の１つである、スピン
・エコー法が、参考までに本明細書に組み込まれている
I.E.E.E.Engrg. in Med. and Biol.、第４巻（1985
年）、８〜15頁のL.E.Crook による“An Introduction
to Magnetic Resonance Imaging ”（磁気共鳴画像形成
の紹介）において解説されているが、これは、次のよう
に実施される。図６を参照すると、画像を形成すべき組
織の準備は、静的で、ほぼ均等な磁界Ｂ ₀ の中にそれを
入れ、同時に、ｘｙ平面のＲＦ回転磁界Ｂ ₁ （ｘ，ｙ，
ｚ，ｔ）、及び、Ｂ ₂ （ｚ）＝Ｇ _zｚｉ _z の形をとる、
あるいは、ｚにおいて単調に増大する他の任意の形をと
るｚスライス選択グラディエント磁界Ｂ ₂ （ｚ）を印加
することによって行われる。この磁界Ｂ ₁ は、しばし
ば、スピン・エコー法において「90°パルス」と呼ばれ
る。

【００４５】磁界ベクトルがｚ方向に向けられ、磁界強
度がｙ方向において単調に（例えば、線形に）増大す
る、もう１つのグラディエント磁界Ｂ ₃ （ｙ）が導入さ
れる。この第４の磁界Ｂ ₃ （ｙ）は、ｚスライス内にお
ける共鳴条件が、ｙ₃ ＜ｙ＜ｙ₃ ＋Δｙ₃ によって与え
られる狭いｙスライス内において同じになるように選択
されるが、これが生じるのは、ｔ₃ ＜ｔ＜ｔ₃ ＋Δｔ₃
によって与えられる時間期間に限られる。これらの狭い
ｙスライスは、各ボクセル体積要素における局部磁界が
わずかに異なるため、それぞれ、関連する特性移相が異
なっている。この移相変化は、位置座標ｙの変化につれ
て単調に（例えば線形に）変化する。磁界ベクトルがｚ
方向で、磁界強度がｘ方向において単調に（例えば線形
に）増大するもう１つのグラディエント磁界Ｂ ₄ （ｘ）
が、導入される。この共鳴条件は、ｘ₄ ＜ｘ＜ｘ₄ ＋Δ
ｘ₄ によって与えられる狭いｙスライス内において満た
されるが、これが生じるのは、ｔ₄ ＜ｔ＜ｔ₄ ＋Δｔ₄
によって与えられる時間期間に限られる（ｔ₃ ＋Δｔ₃
≦ｔ₄ ）。狭い各ｘスライスに関連した適合する周波数
は、位置座標ｘの変化に応じて変化する。第４及び第５
のグラディエント磁界の振幅Ｂ₃ （ｙ）及びＢ₄ （ｘ）
はそれぞれ、指示された座標ｙ及びｘにおいて全く単調
に増大（又は減少）する。

【００４６】磁界Ｂ ₁ に比べて持続時間が長く、又は振
幅の大きい第６の回転磁界Ｂ ₅ （ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）が、
第５の磁界Ｂ ₄ （ｘ）の印加後、所定の時間Ｔ_E ／２に
印加されるが、これは、しばしば「180 度パルス」と呼
ばれる。磁界Ｂ ₅ を印加することによって、選択核にお
ける増加位相の向きが逆になる。磁界Ｂ ₁ の印加後の確
定可能な所定の時間Ｔ_E に、元のｚスライス内において
あらかじめ励磁しておいた選択核から、応答信号ＲＳが
発生する。この応答信号は、しばしば、スピン・エコー
信号と呼ばれる。

【００４７】第４、第５、及び、第６の磁界が、所定の
合計回数Ｍだけ繰り返し印加され、第４の、または、位
相コード化磁界｜Ｂ₃ （ｙ）｜の大きさが、新たな繰り
返し毎に、一定の量ずつインクリメントする。第４、第
５、及び、第６の磁界の印加後、選択的に励磁した体積
要素から応答信号ＲＳが送り出され、隣接するフェイイ
ズド・アレイをなすコイルまたはアンテナによって、こ
れらの信号を検知することができる。

【００４８】磁化ベクトルＭが、ｚ軸に沿った初期配向
から再配向または傾斜角θだけ「傾く」ように、回転磁
界Ｂ ₁ の大きさとこの磁界が印加される時間との積が、
選択される。磁界Ｂ ₁ （ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）の印加後、磁
化ベクトルＭは、傾斜角θ＝90°に対応するｘｙ平面に
延びる。同様に、ＲＦ磁界Ｂ ₅ （ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）は、
1180 °の傾斜角が得られるように選択される。本発明
の方法と共に用いられるスピン・エコー法については、
図６のフロー・チャートに示されており、印加される磁
界のシーケンスが、図７に示されている。スピン・エコ
ー信号のマニホルドは、応答信号ＲＳの２次元フーリエ
変換を利用して処理され、有効な画像が得られる。

【００４９】Jour. of Mag. Resonnance（磁気共鳴ジャ
ーナル）、第29巻（1978年）、 355〜373 頁において、
P.Mansfield 及びI.L.Pykettによって初めて取り上げら
れ、参考までに本明細書に組み込まれているエコー・プ
レーナ法の場合、θ＝90°のパルスに関する回転ＲＦ磁
界Ｂ ₁ と、ｚグラディエント磁界Ｂ ₂ （ｚ）が、同じ時
間間隔においてオンにスイッチされ、次に、オフにスイ
ッチされる。図８には、このバージョンのエコー・プレ
ーナ法において後続するステップがフロー・チャートの
形で示されている。定常ｘグラディエント磁界Ｂ ₄
（ｘ）が、長さ４ｍ（ｍ＝１，２，３，．．．）の第２
の時間間隔に形成され（τは、あらかじめ決められてい
る）、図９におけるエコー・プレーナ磁気パルス・シー
ケンスのグラフ図に示すように、ｙグラディエント磁界
Ｂ ₃ （ｙ）が、この第２の時間期間において、形成さ
れ、周期的に反転する。このシーケンスを繰り返すこと
によって、信号の解像度が向上するが、こうしたシーケ
ンスの信号によって、ｚグラディエント磁界Ｂ ₂ （ｚ）
によって決まるスライスの２次元走査に関する全ての情
報が得られるとされている。もう１つのバージョンで
は、180 °のパルスを加え、周期的にｘグラディエント
磁界Ｂ ₄ （ｘ）を反転することによって、スピン・エコ
ーが生じる。

【００５０】図１０のフロー・チャートに示すグラディ
エント再現法は、スピン・エコー法と同様のやり方で進
められるが、次の違いがある。第１に、スライス選択グ
ラディエント磁界Ｂ ₂ ＝Ｂ ₂ （ｚ，ｔ）は、当初、正
（または負）であり、磁界の消える前に符号を変化する
ことになるが、印加されている時間間隔における磁界Ｂ
₂ の時積分は、ゼロになる。第２に、周波数コード化グ
ラディエント磁界Ｂ ₄ ＝Ｂ ₄ （ｘ，ｔ）も、所定の時間
に符号を変化させ、この磁界の印加される時間に関する
積分が、ゼロになる。第３に、回転磁界Ｂ ₁ の大きさと
この磁界が印加される時間の積によって、磁化ベクトル
がθ＝90°だけｘｙ平面内に傾くのではなく、通常は、
わずかθ＝20°といったもっと小さい角度で傾くことに
なる。図１１には、グラディエント再現法と共に用いら
れる場合における、本発明の実施に利用される磁界振幅
のシーケンスが示されている。グラディエント再現法に
ついては、参考までに本明細書に組み込まれている、Jo
ur. Of Mag. Resonance（磁気共鳴ジャーナル）、第67
巻（1986年）、 258〜266 頁の、A.Haase他による“FLA
SH Imaging. Rapid NMR Imaging Using Low Flip-Angl
e Pulse ”（ＦＬＡＳＨ画像形成。低いフリップ角パル
スを用いた高速ＮＭＲ画像形成。）に解説がある。

【００５１】もう１つの有効な方法が、参考までに本明
細書に組み込まれている、Nature（ネイチャー）第292
巻（1973年） 190〜191 頁のP.D.Lauterbur による“Im
ageFormation by Induced Local Interactions;Example
s Employing Nuclear Magnetic Resonance ”（誘導さ
れた局在相互作用による画像形成；核磁気共鳴を用いた
例）、及び、I.E.E.E. Trans. in Medical Imaging、第
９巻（1990年） 447〜449 頁のL. Axel による“Linogr
am Reconstruction for Magnetic Resonance Imaging
”（磁気共鳴画像形成のためのリノグラム再構成）に
解説の、たたみこみ／背面投射法である。

【００５２】図１２及び図１３には、それぞれ、本発明
による回転または振動ＲＦ２次磁界Ｂ ₁ （ｘ，ｙ，ｚ，
ｔ）発生源（「アプリケータ」）の実施例の１つに関す
る平面図及び側面図が示されている。これらの図には、
明確にするため、人間の形で、組織71の輪郭が示されて
いるが、他の妥当な形を利用することも可能である。１
次磁界Ｂ ₀ が、図１２の平面図に示すコロナ平面に対し
て垂直に向けられ、磁界ベクトルが、図１３に示すよう
に、背面から正面（または正面から背面）に向く。アプ
リケータには、２つのプレート73及び75が含まれてお
り、それぞれ、ほぼ一定の角周波数で、アプリケータの
プレートに対してほぼ平行な面において回転する集束磁
界Ｂ ₁ の和を発生する、開放導波管、ストリップライン
・アンテナ、または同様の発生源（「アンテナ」）のア
レイを含んでいる。

【００５３】回転磁界Ｂ ₁ は、後述の任意の実施例にお
いて、回転面に延びる単一の方向に振動する磁界Ｂ ₁’
に置き換えることも可能である。ここでは、言及の便宜
上、回転磁界Ｂ ₁ （円形分極に相当する）及び単方向振
動磁界Ｂ ₁’（線形分極に相当する）は、まとめて、
「回転磁界」と呼ぶことにする。

【００５４】もう１度、図１２を参照すると、アプリケ
ータの２つのセクション73及び75は、それぞれ、アプリ
ケーション・セクションと組織71の外側境界の間に位置
し、集束回転磁界Ｂ₁ によって印加される角周波数ωに
おいて、組織材料の平均複素インピーダンスをほぼ整合
させる流体または固体を備えることができる。この「イ
ンピーダンス整合材料」77は、水、生理食塩水、ゲル、
または、他の適合する材料とすることが可能である。代
替案として、1986年にニューヨーク、I.E.E.E.Pressか
ら刊行された、L.E.Larsen編集によるMedical Applicat
ions of Medical Imaging （医学的画像形成の医学的適
用） 148〜166 頁に発表されたS.J.Foti他による“A Wa
ter Immersed Phased Array System for Interrogation
of Biological Targets”（生物的目標に対する呼びか
けのための水浸フェイズド・アレイシステム）に記載の
ように、組織71をインピーダンス整合材料に完全に浸し
てしまうことも可能である。アプリケータ・セクション
は、その５ｃｍ以内においてできるだけ組織71に近接す
るように、あるいは、目標に接触しさえするように配置
して、アプリケータと組織71の間で電磁信号が送られる
際に生じる信号損失を減少させることが望ましい。

【００５５】アプリケータ・セクション73及び75は、上
述の所定の時間間隔に、アプリケータを動作状態にした
り、非動作状態にしたりするスイッチ電源78に接続され
ている。図１２、１３、１４、１５、１６、１７、及
び、１８、１９に示すそれぞれの実施例に対して、図２
０、２１、２２、２３、及び、２４に示すように、１次
磁界Ｂ ₀ 、及び、全て、Ｂ ₀ と同じ方向に向けられたグ
ラディエント磁界の発生源を設けることができる。図１
２、１３におけるグラディエント磁界の発生源は、所定
の時間期間、グラディエント磁界を活性化したり、非活
性化したりするスイッチ電源79に接続することができ
る。集束回転磁界Ｂ ₁ の発生源の働きをするアンテナ・
アレイは、組織71の選択ボクセル体積要素における核か
ら発したＲＳ信号を検知するのに用いられる集束検知ア
ンテナ・アレイの働きをすることも可能である。この場
合、アンテナから送り出される信号Ｂ₁ （ｘ，ｙ，ｚ，
ｔ）に対し個々に移相を施すための複数の整相送信器
が、必要になる。

【００５６】図１４及び図１５には、それぞれ、アプリ
ケータのもう１つの実施例が、平面図と側面図で示され
ている。組織81は、両方とも、１つ、または、複数のス
イッチ電源88に接続された、アプリケータの２つのコン
ポーネント83及び85によって部分的に包囲されている。
１次磁界Ｂ ₀ が、もう１度、コロナ平面に対し垂直にな
り、図示のように、背面から正面、または、正面から背
面に向けられる。アプリケータの２つのコンポーネント
83及び85は、協働し、組織の左側から右側に通るコロナ
平面に平行に、ほぼ一定の角周波数ωで回転する回転磁
界Ｂ ₁ （ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）を発生する。任意選択によ
り、組織81とアプリケータのコンポーネント83及び85の
間の体積に、組織材料の関連電磁特性を整合させるイン
ピーダンス整合流体または固体87を充填することが可能
である。スイッチ電源83は、回転磁界発生源であるコン
ポーネント83及び85に電力を供給する。もう１つのスイ
ッチ電源89は、磁界ベクトルがＢ ₀ と平行なグラディエ
ント磁界に電力を供給する。任意選択により、集束磁界
Ｂ ₁ の発生源は、組織の選択ボクセル体積要素において
選択的に励磁された核から送り出されるＲＳ信号に対す
る検知アンテナの働きをすることもできる。

【００５７】図１６及び図１７には、本発明によるアプ
リケータの第３の実施例が、それぞれ、平面図と端面図
で示されている。組織91が、アプリケータの一部であ
る、複数のコイルまたは他のＲＦ磁界発生源93Ａ、93
Ｂ、・・・、93Ｆ、93Ｇ等によって包囲されている。こ
れらの発生源が、協働し、図１７に最も明確に示されて
いるように、横断面において、ほぼ一定の角周波数ωで
回転する集束回転磁界Ｂ ₁を発生する。もう１つの磁界
（不図示）が、本実施例の場合、この横断面に対し垂直
に向けられた１次磁界Ｂ ₀ を発生する。回転磁界Ｂ ₁ 及
びグラディエント磁界の発生源は、それぞれ、複数のス
イッチ電源98、及び、スイッチ電源99によって電力供給
を受ける。任意選択により、アプリケータと組織のエッ
ジとの間の体積に、図１２、１３、１４、及び、１５に
示す実施例のように、インピーダンス整合流体または固
体97を充填することも可能である。任意選択により、集
束磁界Ｂ ₁ の発生源の働きをするコンポーネント93Ａ、
93Ｂ等のアレイは、組織91の選択ボクセル体積要素にお
いて選択的に励磁された粒子から送り出されるＲＳ信号
を検知する検知アンテナの働きをすることもできる。

【００５８】図１８及び図１９には、本発明によるアプ
リケータの第４の実施例が、それぞれ、平面図と側面図
で示されている。組織101 は、アプリケータの一部とし
て機能する、患者または組織の正面及び背面の表面近く
に配置された２つのプレート103 及び105 を備えてい
る。プレート103 及び105 には、組織101 内のサジタル
平面において回転する、集束回転磁界Ｂ ₁ を発生する複
数のアンテナが含まれている。１次磁界Ｂ ₀ は、組織内
のこのサジタル平面に対し垂直に向けられた磁界ベクト
ルを備えている。複数のスイッチ電源108 及び109 が、
それぞれ、上述のように、集束回転磁界Ｂ ₁ 及びグラデ
ィエント磁界に対して電力を供給する。任意選択によ
り、図１２、１３、１４、１５、１６、及び、１７に示
すアプリケータの実施例において行われたように、プレ
ート103 及び105 と目標101 の間の容積に、インピーダ
ンス整合流体または固体107 を充填することができる。
任意選択により、プレート103 及び105 に含まれる複数
のコイルまたは他の磁界発生源は、組織101 の選択ボク
セル体積要素において選択的に励磁された核から送り出
されるＲＳ信号に対する検知アンテナの働きをすること
もできる。

【００５９】図２０には、図１２及び１３に示す、本発
明が必要とする磁界の発生に有効な装置の実施例の１つ
に関する正面図である。２〜10テスラの１次磁界強度で
動作するこの装置によって、選択的に励磁させることの
可能な有効呼びかけ体積は、約 500〜3,000 ｃｍ³ であ
るが、所望の場合、さらに大きくすることも可能であ
る。適合する材料によるヨーク41を備えた双極磁石に、
超伝導が望ましい、一連のコイル43ａ及び43ｂが取り付
けられて、本実施例の場合、コロナ平面に対して垂直な
１次磁界Ｂ ₀ を発生するようになっている。体または組
織53に隣接した２つのコロナ平面に配置されたフェイズ
ド・アレイ44をなすアンテナによって、集束回転磁界が
形成され、図１２の平面図に示すように、コロナ平面に
おいて、ほぼ一定の角周波数ωで回転する磁界ベクトル
Ｂ ₁ （ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）が生じることになる。磁界Ｂ ₁
を形成するための電力は、１つまたは複数のスイッチ電
源45によって供給される。グラディエントコイル47、4
8、及び、49は、選択ボクセル体積要素を励磁するため
の補助磁界Ｂ ₂ 、Ｂ ₃ 及び／又はＢ ₄ を形成し、別のス
イッチ電源46に接続されている。任意選択の磁極片51
が、１次磁界Ｂ ₀ の磁束を集中させる。体または組織53
は、任意選択により、該装置の１次磁界領域57に送り込
んだり、そこから送り出したりすることの可能な組織支
持体55で支持される。

【００６０】図２１及び２２は、図１４及び図１５に示
す、本発明が必要とする磁界の発生に有効な装置の実施
例の１つに関する正面図及び平面図である。図２１及び
２２に示す装置は、図２０の装置と同様の働きをする。
本実施例の場合、１次磁界Ｂ ₀ が、やはり、コロナ平面
に対し垂直になる。集束回転磁界または他の時間依存磁
界Ｂ ₁ （ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）が、体または組織53に隣接し
た２つのサジタル平面に配置された、フェイズド・アレ
イ44’をなすコイルまたはアンテナによって形成され、
図１４の平面図に示すように、コロナ平面において、ほ
ぼ一定の角周波数ωで回転する磁界ベクトルＢ ₁ が生じ
ることになる。磁界Ｂ ₁ を発生する電力は、複数のスイ
ッチ電源45によって供給される。グラディエントコイル
47、48、及び、49が、選択ボクセル体積要素を励磁する
ための補助磁界Ｂ ₂ 、Ｂ ₃ 、及び／又は、Ｂ ₄ を形成
し、別のスイッチ電源46に接続されている。任意選択の
磁極片51が、１次磁界Ｂ ₀ の磁束を集中させる。体また
は組織53は、任意選択により、該装置の１次磁界領域57
に送り込んだり、そこから送り出したりすることの可能
な組織支持体55で支持される。

【００６１】図２３の平面図には、磁気コイル43ａ及び
43ｂが、体内または組織53内における横断面に対して垂
直な１次磁界Ｂ ₀ を形成するもう一つの実施例を示す。
この横断面において回転する集束回転磁界Ｂ ₁ （ｘ，
ｙ，ｚ，ｔ）が、縦方向に向けられたコイルまたはアン
テナ59の周囲アセンブリによって形成される。この実施
例は、図１６及び１７に示すアプリケータの実施例に相
当する。回転磁界及びグラディエント磁界のための電力
は、スイッチ電源45及び46から供給される。

【００６２】図２４には、図１８及び１９に示すアプリ
ケータの実施例に用いられる磁界の形成に有効な磁界装
置の実施例が示されている。患者のサジタル平面に垂直
な１次磁界Ｂ ₀ を形成するため、コイル43ａ’及び43
ｂ’が、図２０及び２１の配向から90°回転させられて
いる。Ｂ ₀ に対し平行なグラディエント磁界を形成する
ため、グラディエント磁界の発生源47’、48’、49’も
90°回転させられている。集束回転磁界Ｂ ₁ は、アンテ
ナ44”によって形成される。

【００６３】図２５には、等間隔にする必要はない位置
に設けられた線形アレイをなす送信器Ａ₁ ，Ａ₂ ，・・
・，Ａ_N によって送り出される励磁信号の所望の集束及
び操向が示されている。線形アレイの送信器を含むライ
ン上において、呼びかけ体積要素Ｓから垂直方向の
「足」（Ｆで表示）までの距離をｈとし、足Ｆからｎ番
目の送信機Ａ_n までの距離をｄ_nとする。送信器から、
移相器を経て、アレイ素子Ａ_n へ、さらに、呼びかけ体
積要素Ｓへと進む、あるいは、この逆方向に進む、有効
波長λの信号に関する伝搬遅延を含む全移相Ψ_nは、下
記のようになる。

【００６４】 Ψ_n ＝２πＲ_n ／λ＋φ_n (14) Ｒ_n ＝〔ｈ² ＋ｄ _n ² 〕^1/2 (15) φ_n ＝送信器番号ｎにおいて内部的に生じる移相 (16) 呼びかけ体積要素Ｓにおいて集束または操向が行えるよ
うにするためには、アレイ素子Ａ_n に生じる内部移相φ
_n が、関係方程式 φ_n −φ_m ＝（２π／λ）（Ｒ_m −Ｒ_n ）（ｍｏｄ２π）（ｍ，ｎ＝１，２， ・・・，Ｎ） (18) を満たすように構成することによって達成できる、 Ψ₁ ＝Ψ₂ ＝．．．＝Ψ_N （ｍｏｄ２π） (17) であることが望ましい。図２５において、やはり、Ａ
₁ ，Ａ₂ ，・・・，Ａ_N で表示の、アンテナ受信器のア
レイによって、呼びかけ体積要素Ｓから生じる信号を、
送り出すのではなく、コヒーレントに受信すべき場合に
は、それぞれ、受信器Ａ_m 及びＡ_n において加えられる
関連移相φ_m’及びφ_n’も、方程式(18)を満たすことが
望ましい。図２５に示すフェイズド・アレイのアンテナ
｛Ａ_n ｝での送信及び／又は受信に関する移相φ_n ’
（＝φ_n ）は、電気的に生じさせることが可能であり、
呼びかけ体積要素Ｓの位置に応じて変動する。一方、こ
れらの移相は、アンテナ｛Ａ_n ｝で送信または受信する
信号の処理に用いられるソフトウェアによって生じさせ
ることも可能であり、これが、本発明にとって望ましい
アプローチである。

【００６５】上記S.J.Foti他による文献では、送信素子
または受信素子を等間隔をあけて配置し、呼びかけ体積
要素を有効な無限位置に（ｈが無限）位置決めして、こ
こで取り上げているものに比べて20倍も高い周波数（〜
３ＧＨｚ）のフェイズド・アレイをなす送信器または受
信器を設ける提案がなされている。これに開示の発明で
用いられている数学は、ｈが有限のため、やや複雑であ
るが、回転磁界信号Ｂ ₁ （ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）の送信と、
選択的に励磁される呼びかけ体積要素Ｓから受信するＲ
Ｓ信号の検知の両方に、同じ電子コンポーネントを利用
することができる。

【００６６】図２５には、ラインＬＬ’に沿って配列さ
れた送信素子及び／又は受信素子から成る１次元のアレ
イによる呼びかけ体積に対する集束が示されている。こ
うした素子による１次元のアレイは、円、楕円、また
は、双曲線のような曲線経路にそって配置することも可
能である。送信素子及び／又は受信素子による２次元ア
レイを利用する方が、適切な場合が多いが、この場合、
素子は、平面または曲面上における(1) 矩形格子、(2)
正六角形格子、(3) 正三角形格子、(4) 非正三角形格
子、または、(5) 他の適合する２次元格子の頂点に配置
することができる。送信素子及び／又は受信素子によっ
て、図２６に示すような素子ＡＲ１、ＡＲ２、及びＡＲ
３の２つ以上の環状アレイを形成することにより、体を
通るラインＬＬ’に沿ったある位置に励磁ＲＦ信号また
は応答信号ＲＳを集束させることが可能になる。

【００６７】選択励磁信号の集束あるいはＲＳ信号の集
束検出によって磁気共鳴画像形成を実施する際、グラデ
ィエント磁界を用いることによって、そのサイズのボク
セル体積の構造を解像する事が可能になる。ＲＦ信号の
アレイの集束によって、そのサイズの呼びかけ体積の構
造を解像することが可能になる。本発明による３次元選
択励磁または信号検出の場合、上記Foti他による文献で
推奨されているように、軸方向に送信器または受信器の
平面を移動させる必要はない。

【００６８】図２９（図２７、２８）には、図２５に示
すアンテナ・アレイＡ_n が受信する応答信号ＲＳの処理
に用いることの可能な信号プロセッサの実施例が示され
ている。該装置が、受信器モードで動作する場合、応答
信号ＲＳ１、ＲＳ２、ＲＳ３、・・・、ＲＳＮは、それ
ぞれの信号ラインで、Ｎ個の送信器／受信器スイッチＴ
／Ｒ１、Ｔ／Ｒ２、・・・、Ｔ／ＲＮに到達し、それぞ
れ、Ｎ個の受信器経路信号ラインに沿って、Ｎ個の信号
増幅器201 、202 、・・・、20Ｎにおくられる。送信器
／受信器スイッチＴ／Ｒｎは、敏感な回路を高出力パル
スによる損傷から守るために用いられる。Ｎ個の信号増
幅器201 、202 、・・・、20Ｎのそれぞれから生じる出
力信号は、分割され、Ｎ個の信号ラインに沿って、それ
ぞれ、それ自体の関連する局部発振器（「ＬＯ」）22ｎ
−ｍを備えたヘテロダイン受信器21ｎ−ｍ（ｎ＝１、
２、・・・、Ｎ；ｍ＝１、２、・・・、Ｍ、この例の場
合Ｍ＝３）から成るアセンブリに送られる。適合するフ
ィルタリングを施した後、各ヘテロダイン受信器21ｎ−
ｍから、出力周波数はかなり低いが、位相角度は保たれ
た出力信号が生じ、このヘテロダイン出力は、移相装置
23ｎ−ｍに送られる。移相装置23ｎ−ｍは、移相装置を
通る受信応答信号に制御可能な移相φ_{n , m} を生じさせ
る。従って、例えば、移相装置231 −１、 232−１、及
び、233 −１が、これら３つの装置から送り出されるそ
れぞれの出力信号に移相φ_1,1 、φ_2,1、及び、φ_3,1
を生じさせ、これら３つの出力信号は、総和装置251 で
組み合わせられ、適正に移相したＮ個の入力信号ＲＳ
１、ＲＳ２、・・・ＲＳＮの和である出力信号が生じ
る。代替案として、移相装置21ｎ−ｍを削除し、ＬＯか
らの局部発振器信号における可制御移相を通じて、所望
の移相を生じさせることも可能である。総和装置251 、
252 、及び、253 からの移相出力信号は、それぞれ、ア
ナログ・デジタル変換器（「ＡＤＣ」）261 、262 、及
び、263 によって受信され、適正な後処理を済ませて、
該ＡＤＣから出力される信号は、選択核の密度、スピン
格子の緩和時間Ｔ１、スピン・スピン緩和時間Ｔ２、ボ
クセル体積要素の局部拡散定数、または、分光学的パラ
メータといった、組織の呼びかけ体積に関連した特定の
物理的に確定可能なパラメータを表すことになる。この
アプローチを利用して測定可能なボクセル体積素子に関
連したパラメータは、ここでは、「特性パラメータ」と
呼ぶことにする。フェイズド・アレイ信号処理の実施例
は、応答信号ＲＳに関する２つ以上の受信器から成るア
レイに用いることが可能である。

【００６９】図２９に示す装置を受信器としてではな
く、送信器として用いる場合、所定の出力信号周波数を
有する主発振器（「ＭＯ」）280 は、Ｎ個の移相装置28
1 、282 、・・・、28Ｎのそれぞれによって受信される
振動出力信号を送り出し、該移相装置によって、ＭＯ信
号にＮ個の所定の移相φ_1,j 、φ_2,j 、・・・、φ_N,j
が生じることになる。これらの移相信号は、次に、Ｎ個
の信号増幅器291 、292、・・・、29Ｎに通され、増幅
出力信号が、それぞれの送信器／受信器スイッチＴ／Ｒ
１、Ｔ／Ｒ２、・・・、Ｔ／ＲＮを介して送られ、送信
器／受信器出力信号が、それぞれのアンテナＡ₁ 、Ａ
₂ 、・・・、Ａ_N から送り出される。このプロセスは、
Ｊ個の異なる呼びかけ体積を選択的に励磁させるため、
Ｊ−１の追加移相集合φ＝φ_nj（ｊ＝２、・・・、Ｊ）
について繰り返される。

【００７０】この送信器モードの場合、移相アンテナ出
力信号は、特定の呼びかけ体積を選択的に励磁させるた
め、この選択体積に集束させられる。代替案として、移
相φ_nj（ｎ＝１、２、・・・、Ｎ）を削除し、体全体を
非選択的に励磁させるため、体または組織に磁界放射を
浴びせることも可能である。この場合、２つの理由か
ら、呼びかけ体積の選択的励磁が望ましい。第１に、エ
ネルギの蓄積及び結果としての加熱を検査を受ける特定
部分に制限するため、体または組織全体の照射を該特定
部分に限定する方が望ましい。第２に、体全体を核磁気
共鳴で無差別に励磁すると、関係の無い領域から望まし
くない応答信号が生じるので、応答信号が問題になる呼
びかけ体積からの応答信号であるか確かめるため、望ま
しくない応答信号にフィルタリングを施すか、あるい
は、別様に相殺しなければならない。信号処理を完全な
ものにするため、任意選択により、メモリ及びフーリエ
変換モジュール271 における信号の記憶、２次元フーリ
エ変換の計算、及び、他の画像処理を含む追加コンピュ
ータ処理が、提供される。処理画像を視覚表示するた
め、適合する画像ディスプレイ273 を設けることも可能
である。

【００７１】移相装置２３ｎ−ｍ及び総和装置２５ｍ
が、比較的安価であれば、また、ほとんどの処理が、ア
ナログ形式で実施される場合には、図２９の信号構成が
有効である。一方、ほとんどの信号処理が、デジタル形
式で実施される場合、あるいは、移相装置または信号総
和装置が、比較的高価であれば、応答信号ＲＳの処理
に、図３２（図３０、３１）に示す別の構成を利用する
ことも可能である。受信器モードの場合、応答信号ＲＳ
１、ＲＳ２、・・・、ＲＳＮが、それぞれのアンテナＡ
₁ 、Ａ₂ 、・・・、Ａ_N に到達し、それぞれの信号出力
ラインに沿って、それぞれ、信号増幅器301 、302 、・
・・、30Ｎに送られる。増幅応答信号ＲＳ１、ＲＳ２、
・・・、ＲＳＮは、それぞれ、ヘテロダイン受信器311
、312 、・・・、31Ｎ及び関連の局部発振器321 、322
、・・・、32Ｎによって受信され、処理を施されて、
有効搬送周波数がｄｃ〜ｋＨｚの範囲まで低下すること
になる。ヘテロダイン受信器の出力信号は、それぞれ、
ＡＤＣ331 、332 、・・・、33Ｎに通される。ＡＤＣ33
1 、332 、・・・、33Ｎの出力信号は、それぞれ、記憶
装置のメモリ・モジュール341 、342 、・・・、34Ｎに
よって受信される。メモリ・モジュール341 は、異なる
時間に取り出された応答信号ＲＳ１の一連のサンプルを
受信し、後続の処理に備えて、一時的に記憶する。同様
に、メモリ・モジュール34ｎ（ｎ＝２、３、・・・、
Ｎ）は、それぞれ、応答信号ＲＳｎの一連のサンプルを
受信し、一時的に記憶する。

【００７２】第１の移相シーケンスφ＝φ_n,1 （ｎ＝
１、２、・・・、Ｎ）が、決まると、記憶装置34ｎの一
部をなすことの可能な移相補償装置35ｎにロードされ、
メモリ・モジュール34ｎに保持されている一連の応答信
号サンプルＲＳｎが、それぞれ、移相補償装置35ｎを通
して送られ、この一連のサンプルに選択された移送φ＝
φ_n,1 または対応する時間遅延が加えられることにな
る。代替案として、移相補償装置35ｎを削除し、局部発
振器信号の可制御移相による所望の移相を導入すること
によって、処理を受ける応答信号ＲＳｎに該移相を加え
ることも可能である。次に、移相出力信号は、信号総和
装置361 に送られ、第１の選択呼びかけ体積から受信し
た磁気共鳴応答信号に相当する。第１の総和信号ＯＳ１
が生じる。Ｊ−１の決められた移相追加集合φ＝φ
_nj（ｊ＝２、３、・・・、Ｊ；ｎ＝１、２、・・・、
Ｎ）について、このプロセスを繰り返すことによって、
Ｊ−１の他の選択呼びかけ体積に相当する、Ｊ−１の追
加総和信号が生じる。総和信号の集合ＯＳ１、ＯＳ２、
・・・、ＯＳＪは、異なる呼びかけ体積から生じる応答
信号に相当する。記憶装置を過ぎると、応答信号サンプ
ルは、メモリ・モジュールに固定されるので、信号処理
を「オフ・ライン」で行うことができる点に留意された
い。図３２に示す信号処理の実施例は、オフ・ラインの
信号処理を可能にし、処理のためにＮ個の移相装置３５
ｎと１つの信号総和装置361 を設けるだけで済み、ほと
んどの信号処理をデジタル形式で行えるようにする。応
答信号ＲＳの移相及び処理を並列に行うべき場合には、
図３２に示す信号処理モジュール367 全体を適合する回
数だけ再現し、これらの信号処理モジュールを同時に操
作して、呼びかけ体積の所望の画像を形成することがで
きる。

【００７３】送信器モードで動作する場合、図３２の装
置は、主発振器370 による振動信号の発生から開始し、
ＭＯ出力信号を移相装置371 、372 、・・・、37Ｎのア
レイに送り、このアレイにおいて、該出力信号に所定の
第１の移相シーケンスφ’_n,1 が加えられる。移相ＭＯ
出力信号は、電力増幅器38ｎによって増幅され、さら
に、それぞれのアンテナＡ₁ 、Ａ₂ 、・・・、Ａ_N に送
られ、集束ビームとして送り出される。このプロセス
は、選択された送信移相の各シーケンスφ＝φ_nj（ｎ＝
１、２、・・・、Ｎ；ｊ＝１、２、・・・、Ｊ）につい
て続行されるが、こうした各移相シーケンスによって、
送信磁界信号が選択呼びかけ体積に集束することにな
る。やはり、体または組織に回転磁界信号を均一に浴び
せる場合には、移相装置371 、372 、・・・、37Ｎを削
除することができる。

【００７４】

【発明の効果】本発明によれば、上述した構成により、
極めて良好なＳ／Ｎ比の磁気共鳴画像形成が可能とな
る。

【図面の簡単な説明】

【図１】 人体の典型的な横方向平面、サジタル平面及
びコロナ平面を示す。

【図２】 本発明の一般的な方法を表したフロー・チャ
ートである。

【図３】 本発明の実施例に用いられる磁界分布を示す
概観図である。

【図４】 興味ある生物学的材料、犬の筋肉、人間の組
織の類似体に対する信号周波数の関数としての信号減衰
係数を示す。

【図５】 興味ある生物学的材料、犬の筋肉、人間の組
織の類似体に対する信号周波数の関数としての特性波長
を示す。

【図６】 スピン・エコー法とともに用いたときの本発
明のステップを示すフローチャートである。

【図７】 スピン・エコー法を用いて本発明に従って体
積要素を選択的に励磁するための磁界のシーケンスを示
す図である。

【図８】 エコー・プレーナ法とともに用いたときの本
発明のステップを示すフローチャートである。

【図９】 エコー・プレーナ法を用いて本発明に従って
体積要素を選択的に励磁するための磁界のシーケンスを
示す図である。

【図１０】 グラディアント再現法とともに用いたとき
の本発明のステップを示すフローチャートである。

【図１１】 グラディアント再現法を用いて本発明に従
って体積要素を選択的に励磁するための磁界のシーケン
スを示す図である。

【図１２】 コロナ平面で回転又は振動し、ＲＳ信号を
受信するためのアンテナを検知する回転磁界の発生源の
一実施例を示す正面図である。

【図１３】 コロナ平面で回転又は振動し、ＲＳ信号を
受信するためのアンテナを検知する回転磁界の発生源の
一実施例を示す側面図である。

【図１４】 コロナ平面で回転又は振動し、ＲＳ信号を
受信するためのアンテナを検知する回転磁界の発生源の
第二の実施例を示す正面図である。

【図１５】 コロナ平面で回転又は振動し、ＲＳ信号を
受信するためのアンテナを検知する回転磁界の発生源の
第二の実施例を示す側面図である。

【図１６】 横平面で回転又は振動し、ＲＳ信号を受信
するためのアンテナを検知する回転磁界の発生源の第三
の実施例を示す平面図である。

【図１７】 横平面で回転又は振動し、ＲＳ信号を受信
するためのアンテナを検知する回転磁界の発生源の第三
の実施例を示す端面図である。

【図１８】 サジタル平面で回転又は振動し、ＲＳ信号
を受信するためのアンテナを検知する回転磁界の発生源
の第四の実施例を示す正面図である。

【図１９】 サジタル平面で回転又は振動し、ＲＳ信号
を受信するためのアンテナを検知する回転磁界の発生源
の第四の実施例を示す側面図である。

【図２０】 図１２、１３に示す本発明を実施するのに
用いる磁界を発生する磁界装置を示す正面図である。

【図２１】 図１４、１５に示す本発明を実施するのに
用いる磁界を発生する磁界装置の実施例を示す正面図で
ある。

【図２２】 図１４、１５に示す本発明を実施するのに
用いる磁界を発生する磁界装置の実施例を示す平面図で
ある。

【図２３】 図１６、１７、１８及び１９に示す本発明
を実施するのに用いる磁界装置を示す平面図である。

【図２４】 図１６、１７、１８及び１９に示す本発明
を実施するのに用いる磁界装置を示す正面図である。

【図２５】 目標要素に伝送される信号を集束するため
又は検知アンテナの位置で目標体積要素から発生するＲ
Ｓ信号を集束して受信するために用いられる構成を概括
的に示す図である。

【図２６】 人体内の線に沿って種々の位置で集束した
磁界を得るのに有用な構成を概念的に示す図である。

【図２７】 呼びかけ体積中の選択して励磁された核か
らの応答信号を受信して処理する大半がアナログ信号で
ある信号に対する実施例を概括的に示す図である。

【図２８】 呼びかけ体積中の選択して励磁された核か
らの応答信号を受信して処理する大半がアナログ信号で
ある信号に対する実施例を概括的に示す図である。

【図２９】 図２７と図２８の接続関係を示す図であ
る。

【図３０】 呼びかけ体積中の励磁された核からの応答
信号を受信して処理する大半がデジタル信号である信号
に対する実施例を概括的に示す図である。

【図３１】 呼びかけ体積中の励磁された核からの応答
信号を受信して処理する大半がデジタル信号である信号
に対する実施例を概括的に示す図である。

【図３２】 図２７と図２８の接続関係を示す図であ
る。

【符号の説明】 ＴＰ 横断面 ＳＰ サジタル平面 ＣＰ コロナ平面 Ｓ 呼びかけ体積要素 Ｔ／Ｒ１、Ｔ／Ｒ２、・・・、Ｔ／ＲＮ 送信器／受信
器スイッチ 211,212…21N,311,312…31N ヘテロダイン受信器 221,222…22N,321,322…32N 局部発振器 231,232…23N,371,372…37N 移相装置 261,262…26N,331,332…33N アナログ・デジタル変換
器 280,370 主発信器 33 ボクセル体積要素 341,342…34N メモリ・モジュール 351,352…35N 移相補償装置 41 ヨーク 43a,43a',43b,43b' コイル 44,44' フェイズド・アレイ 44" アンテナ 47,48,49 グラディエントコイル 47',48',49' グラディエント磁界の発生源 51 磁極片 53,71,81,91,101 組織 59 コイル又はアンテナ 73,75,103,105 プレート 77 インピーダンス整合材料 45,46,78,79,88,89,98,99,108,109 スイッチ電源 83,85 コンポーネント 87,107 インピーダンス整合流体又は固体 93A,93B,…93G 磁界発生源

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 人体又は動物の組織における3,000cm³よ
   りも小さな大きさの選択した呼びかけ体積要素の画像を
   良好な信号対雑音比で形成する方法において、 （１）選択した核の磁化ベクトルを第一の方向に平行に
   配向するように関係づけられた第一の位置座標ｚを備
   え、所定の前記第一の方向即ちｚ方向に配向された磁界
   を有する時間的に静的で、空間的に均一な第一の磁界を
   印加するステップと、 （２）それぞれが磁界の方向を有し、前記ｚ方向にほぼ
   垂直な回転面内で所定の角周波数で回転する無線周波数
   の複数の第二の磁界を前記組織に印加し、該角周波数は
   少なくとも秒あたり１０⁵ラジアンであって、これらの
   第二の磁界をｔ₁＜ｔ＜ｔ₁＋Δｔで与えられる所定の時
   間間隔で印加し、該第二の磁界の印加の後、3000cm³よ
   り大きくない大きさの選択した呼びかけ体積での該第二
   の磁界の和を集束させるために印加される該第二の磁界
   を伴って、前記第一の方向に対して所定の再配向角度で
   前記選択した核の磁化ベクトルを再配向するステップ
   と、 （３）ｚ方向に配向された磁界ベクトルを有し、前記位
   置座標ｚの変化とともに振幅が厳密に単調に増加する、
   グラディエント磁界である第三の磁界をｔ₂≦ｔ₁である
   ｔ₂＜ｔ＜ｔ₂＋Δｔで与えられる所定の時間間隔に前記
   組織に印加するステップと、 （４）前記ｚ方向に配向された磁界ベクトルと、該ｚ方
   向に垂直な面内の位置で振幅が変化する磁界とを有する
   １個以上の追加的なグラディエント磁界を前記組織に印
   加し、選択したボクセル体積要素の条件を優先的に整え
   て１個以上の該選択したボクセル体積要素内の選択した
   化学元素の核が磁気共鳴状態にあるようにするステップ
   と、 （５）前記選択したボクセル体積要素中の前記選択した
   核が、ｔ_sig＜ｔ＜ｔ_sig＋Δｔ_sigで与えられる時間間
   隔にこれらの核の励磁に応答して電磁信号を発生するの
   を許容するステップと、 （６）前記選択したボクセル体積要素中の前記選択した
   核が発生する電磁信号の方向と振幅を検知する、ｎ＝
   １，２，…，Ｎと付番した少なくとも２個の検知アンテ
   ナのフェイズド・アレイを提供し、ｔ_sig＜ｔ＜ｔ_sig＋
   Δｔ_sigで与えられる時間間隔に前記選択したボクセル
   体積要素中の前記選択した核が発生する電磁信号を検知
   する検知アンテナのアレイにより与えられるこれらの電
   磁信号を所定の時間間隔に前記フェイズド・アレイ中の
   アンテナ番号ｎが活性化されて検知するステップと、 （７）前記検知アンテナのアレイの各々が受信したこれ
   らの電磁信号を処理して、前記選択されたボクセル体積
   要素中の前記選択した核の特徴的なパラメータを表す信
   号を発生させるステップであって、次の各ステップを備
   えたステップと （７ａ）番号ｎ＝１の検知アンテナが受信した第一の電
   磁信号のための所定の第一及び第二の移相を提供し、該
   第一及び第二の移相にそれぞれ等しい移相を伴って、前
   記第一の電磁信号に等しい第一及び第二のアンテナ出力
   信号を形成するステップと、 （７ｂ）番号ｎ＝２の検知アンテナが受信した第二の電
   磁信号のための所定の第三及び第四の移相を提供し、該
   第三及び第四の移相にそれぞれ等しい移相を伴って、前
   記第二の電磁信号に等しい第三及び第四のアンテナ出力
   信号を形成するステップと、 （７ｃ）前記呼びかけ体積から受信した第一の補償電磁
   信号を表す第一及び第三のアンテナ出力信号を付け加え
   て時間の関数としての第一の和信号を形成し発生するス
   テップと、 （７ｄ）前記呼びかけ体積から受信した第二の補償電磁
   信号を表す第二及び第四のアンテナ出力信号を付け加え
   て時間の関数としての第二の和信号を形成し発生するス
   テップ を備えたことを特徴とする方法。