JP2804569B2 - 磁気共鳴画像形成法 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は磁気共鳴画像形成（MRI）装置及び方法に於
ける改良に関し、特に診断用画像形成又は質量スクリー
ニング装置及び方法並びにかかる方法に用いるためのコ
ントラスト剤及び媒質に関する。

MRIは、非侵襲性でありかつ通常の放射線写真のガン
マ線やＸ線のような潜在的に有害な放射線への被検患者
の暴露を伴わないので医師にとって特に魅力的になって
きた診断技術である。

しかし、通常のMRI装置は製造及び運転費用が高く、
従って、病院、診療所及びその他の医学又は研究機関に
MRI装置を置くことは今まで比較的限られていた。

MRI装置の製造及び運転費は、受容できる画像収集時
間内に受容できる空間解像度の画像を生成させるために
装置中の一次磁石が発生しなければならない磁場強度に
密接に関連する。

一般に、0.1〜2Tの磁場を発生することができる一次
磁石が用いられており、画像収集時間は10〜30分の程度
であった。

0.15Tまでの比較的低磁場強度用には、抵抗磁石（一
般に隣接する同軸金属コイル）が用いられているが、か
かる抵抗磁石のエネルギー要求（及びその結果としての
熱の発生）が非常に高い。かくして、0.1T磁石は約30kW
の電力を必要とする。より高い磁場用には、超伝導磁石
が通常用いられる。適当な磁場強度の選択は種々の因子
の均合いを含んでおり、かくして磁場が高いほど良好な
シグナル／ノイズ（S/N）比が得られ、従って与えられ
たS/N値に於いてより良好な空間解像度が得られるが、
製造及び運転費が高くなりかつ組織コントラストが悪く
なる。

従って、受容できるS/N比を得ることができ、あるい
はS/N比が改良され、しかも低磁場を用いかつ空間解像
度の過度の損失が無いMRI装置及び技術が要望されてい
る。

本発明は、一次磁石なしで済ましかつ地球の磁場を定
磁場として用いるという概念に基づくものである。この
磁場は極度に弱いことが潜在的欠点であり、この欠点の
ためにこの方法は今まで提案されたことがなかったが、
以下に詳細に説明するESREMRI技術でその弱さを克服す
ることができる。

長い画像収集時間は、一般に、単一の画像を生成させ
るために及び被検試料を各シーケンス間で再び平衡にさ
せる必要に於いて多数（例えば64〜1024）のパルス及び
検出シーケンス（系列）を行う必要から生ずる。

ノン−ゼロスピンを有する核、例えば¹H、¹³C、¹⁹Fな
どのスピン状態の縮退は、かかる核が磁場内に置かれた
時失われ基底状態と励起状態との間の遷移が遷移のエネ
ルギー差 に対応する周波数（ω_Ｏ）の放射線の適用によって励起
することができる。この周波数はラーモア周波数と呼ば
れ、核が受ける磁場の強度に比例する。スピン状態間に
エネルギー差があるので、スピン系が平衡にあるとき、
基底スピン状態と励起スピン状態との間のポピュレーシ
ョン（母集団）分布はボルツマン分布であり、基底状態
の相対的な過剰ポピュレーションがあり、概して磁場方
向に正味の磁気モーメントを有するスピン系をもたら
す。これは縦方向磁化と言われる。平衡に於いて、磁場
方向に対して垂直な平面内の個個のノン−ゼロスピン核
の磁気モーメントの成分はランダム化され、スピン系は
概してこの平面内に正味の磁気モーメントをもたない。
すなわち横方向磁化が無い。

次に、スピン系が主磁場に対して垂直なかつラーモア
周波数の放射線で生成された比較的低強度の振動磁場に
暴露されるならば、基底スピン状態と励起スピン状態と
の間の遷移が起こる。もし暴露が比較的短時間であれ
ば、スピン系の縦方向磁化と横方向磁化との合成の大き
さは暴露時間の関数であり、ラーモア周波数に於いてほ
ぼ零振動し、互いに位相が90゜ずれる。かくして、平衡
から、持続時間（2n＋１）π/2ω_Ｏのパルス（ｎが偶数
のときいわゆる90゜パルス及びｎが奇数のとき270゜パ
ルス）は系を最大横方向磁化（平衡に於いて初期の縦方
向磁化に比例する大きさの）にしておき縦方向磁化が無
いままにしておき、持続時間（2n＋１）π／ω_Ｏのパル
ス（180゜パルス）は系を反転した縦方向磁化及び反転
した横方向磁化（及びそれ故平衡から横方向磁化無し）
にしておく。

パルスが終了するとき、得られた正味の横方向磁化に
よって生じた振動磁場が、軸が主磁場方向に垂直になっ
ている検知器コイル内に振動電気シグナル（角周波数ω
_Ｏの）を誘起することができる。この目的のためには、
パルスを発するために用いられる送信機を検知器として
用いることもできる。

以後自由誘起減衰（free induction decay）（FID）
シグナルと称する誘起核磁気共鳴シグナルは横方向磁化
に（及び従って一般に基底スピン状態と励起スピン状態
との間の初めのポピュレーション差に）比例する振幅を
有する。

もしスピン系の核が完全に一様な磁場を受けたなら
ば、FIDシグナルは横方向又はスピン−スピン緩和時間T
₂の特性時間を有する速度でスピン−スピン相互作用の
ため減衰するであろう。しかし、局所的な磁場の不均一
性のため、スピン系内の核はラーモア周波数の広がりを
有し、横方向磁化の減衰はより速やかであり、T₂ ^＊の特
性時間を有する。ここで1/T₂ ^＊＝1/T₂＋1/T_inhでありT
_inhは磁場の不均一性のための寄与を示す。この寄与は
一様な磁場に比例する。T₂自体はスピン−エコー画像形
成を用いて測定されることができ、該画像形成ではFID
シグナルの減衰後（通常90゜パルス後）系を180゜パル
スへ暴露しかつ“エコー”シグナルを発生させ、エコー
の振幅の減衰は個々の核の横方向磁化の逆数に於けるよ
うに主としてT₂によって支配されるので、上に挙げた磁
場の不均一性が180゜パルス後時間TE/2で横方向磁化を
最大にまで増加させ、この場合、前の最大横方向磁化と
180゜パルスとの間の時間もTE/2である。

異なる画像を生成させるため、異なるパルス及びFID
検出シーケンスが用いられる。恐らく、最も簡単なもの
はFIDシグナルが単一の90゜開始パルス後に測定される
飽和回復（SR）である。シグナル強度はパルス前の縦方
向磁化の大きさに依存し、従って核の密度及び次々の開
始パルス間の時間（TR）で系が再平衡する程度に依存す
る。スピン−エコー画像形成、例えば多重エコー画像形
成では、パルス及び検出シーケンスは、開始90゜パルス
（時間０に於ける）、FID検出（開始パルス後）、180゜
パルス（時間TE/2に於ける）、第１エコーの検出（時間
TEに於ける）、180゜パルス（時間3TE/2に於ける）、第
２エコーの検出（時間2TEに於ける）‥‥‥、次のシー
ケンスのための開始パルス（時間TRに於ける）などであ
ることができる。この技術では、次々の開始パルス間の
期間に合理的な再平衡が起こるために充分なTRが選ばれ
る。

充分な空間解像度を有する単一画像を生成させるため
には、２次元フーリエ変換（2DFT）画像生成の例に関し
て以下でさらに説明するように、多数（例えば64〜102
4）の別個のパルス及び検出シーケンスを行う必要があ
る。次々のパルスシーケンス間に縦方向磁化を増加させ
て次次のパルスシーケンスに於けるFIDシグナル強度の
減衰を避けるため基底スピン状態と励起スピン状態との
間の平衡ボルツマン分布に向かう励起系の特性的な緩和
時間T₁に関してTRは原則として大きくなければならない
ので、全画像収集時間は一般に比較的大きい。かくし
て、例えば、TRは通常秒の速度であり、画像収集時間は
10〜30分の程度であることができる。

再平衡を加速し、かくして画像収集時間を減少させる
ためにある種のいわゆる迅速画像形成（FI）技術を用い
ることができるが、これらの技術は本質的にS/N比及び
（又は）コントラストの減少をもたらし、従って画像品
質の低下をもたらす。FI技術は、例えば90゜未満のパル
スでスピン系を励起することを含み、かくして基底スピ
ン状態と励起スピン状態のポピュレーションの差は無く
なる（90゜パルスによるように）か又は逆転するのでは
なくむしろ減少するのみであり、そこで平衡の再達成が
より迅速である。それにも拘わらず、90゜未満のパルス
によって発生される横方向磁化は90゜パルスで発生され
るよりも小さく、そこでFIDシグナル強度及びかくしてS
/N比及び最終画像の空間解像度は減少する。

かくして、通常のMRIに於ける長い画像収集時間は、
大量又は日常の診断スクリーニングのため及び患者の中
の引続く隣接部分の画像形成による３次元画像の確立を
必要とするあらゆる形の診断的画像形成のためのMRIの
魅力をかなり損ねている。

同じ又は密接に類似した画像パラメーターを有する異
なる組織間の充分な画像コントラストを得ること、例え
ば組織の異常を磁気共鳴（MR）画像で明瞭に示させるこ
とというMRIのもう１つの問題は、種々の方法で取り組
まれている。異なるパルス及び検出シーケンスを用いか
つ得られたデータの処理により、種々の画像、例えば飽
和回復（SR）、反転回復（IR）、スピンエコー（SE）、
核（通常プロトン）密度、縦方向緩和時間（T₁）及び横
方向緩和時間（T₂）画像の生成にMRIを用いることがで
きる。１つのかかる画像に於けるコントラストの悪い組
織又は組織異常はしばしば別の画像では改良されコント
ラストを有する。別法では、問題の組織の画像形成パラ
メーター（核の密度、T₁及びT₂）をコントラスト剤の投
与によって変えることができる。かくして被検患者へ磁
気応答性物質を投与する多くの提案がなされている〔例
えばEP−Ａ−71564（Schering）、US−Ａ−4615879（Ru
nge）、WO−Ａ−85/02772（Schrder）及びWO−Ａ−85
/04330（Jacobsen）参照〕。一般にMRIコントラスト剤
と呼ばれるかかる物質が常磁性（例えばRungeが示唆し
ているシュウ酸ガドリニウム）である場合には、これら
の物質はこれら物質が投与されるゾーン又は集合するゾ
ーン内の水プロトンのT₁の明らかな減少を生じ、これら
の物質が強磁性又は超常磁性（例えばSchrder及びJac
obsenが示唆している）である場合には、水プロトンのT
₂の明らかな減少を生じ、いずれの場合でも、かかるゾ
ーンの磁気共鳴画像の（ポジチブ又はネガチブ）コント
ラストの増強をもたらす。

かかるコントラスト剤によって達成されるコントラス
トの増強は多数の因子によって制限される。かくして、
かかるコントラスト剤はコントラスト剤が無い場合の同
じ画像形成技術（例えばIR、SR、SEなど）を用いて該組
織について得られ得る最大（I₁）及び最小（I₀）強度を
越えて任意の組織のMRIシグナル強度（I_S）を動かすこ
とはできない。かくして、“コントラスト効果”を（I_S
−I₀）／（I₁−I₀）と定義すると、コントラスト剤は
“コントラスト効果”を０〜１の範囲内で変化させるこ
とができる。しかし、コントラストの改良を達成するた
めに、コントラスト剤を、問題の身体部位へ直接、ある
いは身体の自然の作用がコントラスト剤を該身体部位へ
運ぶような方法で被検者へ投与しなければならない。

本発明者らは画像形成される試料、一般にヒト又は動
物の被検者中での常磁性種のカップリングされたESR遷
移を励起させることによってMR画像を生成する核スピン
系の基底核スピン状態と励起核スピン状態とのポピュレ
ーションの差を増幅するオーバーハウザー効果として通
常のNMR分光学で知られているスピン遷移カップリング
現象の利用をEP−Ａ−296833中で提案している。

以後電子スピン共鳴増強磁気共鳴画像形成（Electron
Spin Resonance Enhanced Magnetic Resonance Imagin
g）又はESREMRIと称する、試料の磁気共鳴画像生成のた
めの本発明者らの新技術は、試料中の選ばれた核の核ス
ピン遷移を励起させるために選ばれた周波数の第１放射
線のパルスへ試料を暴露しかつ試料からの自由誘起減衰
（free induction decay）シグナル（信号）を検知する
ことを含み、かつ該核の少なくとも幾つかの核スピン遷
移へカップリングされた電子スピン遷移を励起するため
に選ばれた周波数の第２放射線へ試料を暴露することを
も含むことを特徴とする。

本技術に用いるためのMRI装置はかかるESR遷移を刺激
することができる放射線を発生する第２放射線源並びに
核スピン遷移を刺激するために用いられる放射線を発生
する第１放射線源を必要とする。

かくして、EP−Ａ−296833中には、ESREMRIを用い、
通常のMRI装置の磁石よりも建造費及び運転費が顕著に
安い第１磁石である、通常のMRI装置で所要な強度より
も充分に低い約200Gの強度の第１磁場を発生する第１磁
石を備えたMRI装置を用いて、適当なシグナル対ノイズ
比、適当な空間解像度及び適当な画像収集時間を有する
MR画像が生成され得たことが説明されている。

EP−Ａ−296833は好ましくは20〜1000Gの範囲の磁場
及び約0.5Gの周囲磁場のような低い磁場を発生させる磁
石の使用さえも述べているが、周囲磁場自体が用いられ
得ることは示唆されておらず、又極めて低い磁場が充分
なシグナル／ノイズ比をもって適当なFIDシグナル強度
を如何にして与え得るかを実際に説明しておらず、又、
事実、20G未満の磁場が有利であることも主張されてい
ない。

本発明者らは、今回、ESR遷移が第２放射線で刺激さ
れる物質の適当な選択により、ESREMRI中の第１磁石の
必要をなくすことができ、装置の第１磁界が地球の周囲
磁場で与えられることを知った。別法では、地球の磁場
を磁気的に相殺することができ、かつもう１つの低強度
磁場、例えば20G（2mT）までの磁場で置き換えることも
できる。EP−Ａ−296833は20G（2mT）未満の磁場を見込
んではいるが、地球の磁界を相殺する概念を記載しては
いない。地球の磁場は傾斜角を有し、ESREMRI中の一様
な磁場として用いるには不便であり、かつこの角及び周
囲磁場は場所によって異なり、かくして用いられるRF及
びMW周波数を変える手段及び水平に対して不便な角度で
被検身体を断層撮影的にスライスする手段が所要である
ことは言うまでもない。

ESREMRIを用いて得られ得る理論的な最大画像強度増
強すなわちコントラスト効果は電子と共鳴核との磁気回
転定数の比、例えば¹H MRIでは約330、に略比例するよ
うに思われ、実際に測定された約140までのコントラス
ト効果が200G（20mT）の第１磁界を用いて行われた実験
についてEP−Ａ−296833中に挙げられている。しかし、
以下に説明するように、周囲磁場のような20G（2mT）以
下の磁場を用いると、さらにそれ以上の増強が可能であ
り、低磁場のためのシグナル強度の減少をある程度相殺
する。

かくして、本発明は、１つの面で、画像形成される試
料中の選ばれた核の核スピン遷移を励起するために選ば
れた周波数の第１放射線を放出することができる第１放
射線源、該選ばれた核の少なくとも幾つかの核スピン遷
移へカップリングされた電子スピン遷移を励起するため
に選ばれた周波数の第２放射線を放出することができる
第２放射線源、一様な磁場に印加された磁場勾配へ該試
料を暴露する手段及び該磁場勾配の印加中に該選ばれた
核からの自由誘起減衰シグナルを検出する手段を有する
ESREMRI装置であって、該第１及び第２放射線源が、周
囲磁場又は随意にかつ好ましくは地球の磁場と正確に釣
り合う磁場と組み合わせた、20G（20mT）以下の一様な
磁場である磁場を一様な磁場として用いて該遷移を励起
するために選ばれた周波数の放射線を放出するようにな
っていることを特徴とする装置を提供する。

本発明は、もう１つの面に於いて、画像形成される試
料中の選ばれた核の核スピン遷移を励起するために選ば
れた周波数の第１放射線を放出することができる第１放
射線源、該選ばれた核の少なくとも幾つかの核スピン遷
移へカップリングされた電子スピン遷移を励起するため
に選ばれた周波数の第２放射線を放出することができる
第２放射線源、該試料に磁場勾配を印加する手段及び該
磁場勾配の印加中該関連核からの自由誘起減衰シグナル
を検出する手段を有するESREMRI装置であって、一様で
ない磁場を発生する磁石手段又は随意にしかし好ましく
は地球の磁場と釣合うための手段と共に20G（2mT）以下
の一様な磁場を発生する手段のいずれかを含むことを特
徴とするESREMRI装置を提供する。

試料に於ける地球の磁場が相殺されるようになってい
る本発明の装置では、磁場発生手段は、好ましくはその
磁場方向が鉛直平面又はより好ましくは実質的に水平な
平面内にある一様な磁場を与えるようになっている。

本発明は、もう１つの面に於いて、一連の磁場勾配が
上に重なっている一様な磁場へ暴露された試料の磁気共
鳴画像形成方法であって、電子スピン共鳴増強磁気共鳴
画像形成によって画像形成が行われること及び該一様な
磁場が地球の周囲磁場であるかあるいは試料に於ける地
球の周囲磁場を相殺するようになっている磁場と随意に
組み合わせた20ガウス（2mT）以下の印加磁界であるこ
とを特徴とする磁気共鳴画像形成方法をも提供する。

試料、便宜上ヒト又はヒト以外の動物の身体、の磁気
共鳴画像生成方法は、便宜上、該試料中の選ばれた核の
核スピン遷移を励起するために選ばれた周波数の第１放
射線へ該試料を暴露しかつ該核の少なくとも幾つかの核
スピン遷移へカップリングされた電子スピン遷移を励起
するために選ばれた周波数の第２放射線へ暴露する工程
及び該試料からの自由誘起減衰シグナルを検出する工程
及び該シグナルから該画像を生成する工程を含み、該第
１及び第２放射線は周囲磁場中又は20ガウス（2mT）以
下の他の一様な磁界中で該遷移を励起するために選ばれ
た周波数の放射線である。

本発明の方法では、試料は、各RFパルスシーケンス
（系列）の少なくとも一部分の間、例えば隣接する該シ
ーケンスの初期パルスの間の期間の少なくとも一部分の
間第２放射線へ暴露される。好ましくは、第２放射線へ
の暴露は、ある場合には、試料に磁場勾配が印加されな
い期間の大部分又は全部である。従って、便宜上、第２
放射線は各パルスシーケンスに於けるFIDシグナル測定
後に印加される。

磁気共鳴画像形成技術によって所要な定磁場として地
球の磁場を用いるという概念の主要な因子は、ESR電子
遷移に於ける超微細分裂によって局部的に誘起される磁
場すなわちガウスで表わされた超微細分裂定数が定磁場
よりもずっと大きいならば、ESREMRIを用いる増強が330
の上記理論的限界を越えて増加する可能性があるという
ことである。事実、ある種の常磁性MRIコントラスト剤
に於いて100〜1000G（10〜100mT）に等価の超微細分裂
定数が知られているが、これらはしばしば望ましくない
線幅を有する。特に好ましい型のMRIコントラスト剤す
なわちニトロキシド（nitroxide）安定性遊離基では、
電子遷移は三重線に限定され、好ましいコントラスト剤
では超超微細分裂が比較的無く、約20G（2mT）の超微細
分裂定数を有する。

ESREMRIに於けるFIDシグナルのコントラスト増強は 330（HSC＋B_O）/B_O 〔ここでB_Oは一様な磁場（テスラ単位）の磁場強度であ
りHSCは超微細分裂定数（同じくテスラ単位）である〕
であると示すことができる。

地球の磁場は局部的には極めて一様であるが、場所に
よって異なる。しかし、地球の磁場は一般に約0.5G（50
μＴ）である。かくして、20G（2mT）の超微細分裂定数
を有する上記三重線を用いると、理論的な最大コントラ
スト増強は約（330×20.5×10^-4）/0.5×10^-4＝13530と
なる。

かくして、FIDシグナルの強度は定磁場強度に関係し
かつESREMRIで通常用いられている200G（20mT）の代わ
りに0.5G（50μＴ）の地球磁場を用いるとシグナル強度
は約400分の１に低下すると期待されるが、超微細分裂
による増加効果によってこの低下を20.5/0.5だけ減少さ
せて約10分の１にすることができる。以下で説明するよ
うに、他の因子がかかる減少を受容可能にする。実際
に、200G（20mT）以上の結合定数を有する適当な二重線
又は三重線を有する常磁性コントラスト剤を選べば、FI
D高度の減少をさらに避けることが可能である。

一般に、選ばれたesr転移の超微細分裂定数は好まし
くは10〜1000G（１および100mT）である。高い値程大き
いコントラストの増強を与えるが、高い値には通常過度
の線幅が付随しているので、用いられるマイクロ波放射
線による過度の加熱を生ずる。

一様な磁場が磁石によって発生される場合、このこと
も実質的な増強を与える。かくして、例えば、5G（0.5m
T）の磁場強度に於いて、約20G（2mT）の超微細分裂定
数を有する常磁性物質を用いると、磁場強度は200G（2m
T）の磁石と比べて僅か40分の１に減少しているが、最
大の理論的コントラスト増強は25/5すなわち５倍増加す
る。

地球の磁場を用いること及び機器の第１磁場を発生す
る磁気手段（例えば主DC磁石）無しで済ませることは多
くの状況下で利益があるが、上で示したように、地球磁
場の傾斜角のため被検者の断層撮影的スライシングが困
難になる可能性がある。さらに、メーカーの観点から、
固定DC磁場に同調された装置を設けることが好ましく、
所による地球磁場の変動のため各装置は放射線の周波数
及び受像装置に関して調節可能でなければならず、この
費用は意図される極めて低磁場の磁石の価格より充分に
まさっている可能性がある。かかる磁石が用いられる場
合、一様な磁場の方向が適切な方向であるように適当な
磁気コイルで地球磁場を釣合わせることが通常望ましい
であろう。

一様な磁場を発生させるために磁石を用いる場合、磁
場強度は20G（2mT）までであることができるが、より好
ましくは10G（1mT）以下、例えば約5G（0.5mT）であ
る。一般に充分な均一性の磁場を発生する磁石は10G（1
mT）までの磁場強度で極めて経済的に造られることがで
きる。

地球磁場の主な利益は通常のMRIに於ける磁石が生成
することができる磁場と比べて大きい一様性である。入
手できる最良の磁石の生成する磁場は約10ppmの不均一
性があるが、地球磁場の不均一性は数桁低くなり得る。
核遷移を励起するシグナルの減衰時間は磁場の不均一性
によって非常に増加され、さらに、地球磁場の改良され
た均一性は10分の１程度の減少したT₁をもたらす。かく
して、FIDシグナルの磁場強度の減少は、僅か20G（2m
T）の結合定数をもつesr遷移を用いるときでも、増加し
た減衰時間及びより短いT₁で相殺することができ、FID
シグナル強度のより多くの試料をとることができかつよ
り良く、より正確な平均値が得られる。さらに、T₁及び
T₂のより大きい差が低磁場強度で観察され、異なる組織
間のより良いコントラストが得られる。

さらに、断層撮影的スライシングを生ずるために定磁
場に加えられる勾配は不均一性に打勝つように充分大き
くなければならない。勾配によって与えられる空間解像
度が約2mmであるならば、その距離にわたる磁場強度の
低下が不均一性によって引き起こされる磁場強度の標準
偏差よりはるかに大きくなければならない。ずっとより
一様な地球磁場を用いることにより、はるかに低い磁場
をスライシング勾配として、又、実際にフーリエ変換技
術のために用いられる他の勾配として用いることができ
る。通常MRIでは、スライシング勾配は通常0.5G/cm（50
μT/cm）の程度であるが、地球磁場を用いると、0.01〜
0.20G/cm（１〜20μT/cm）の範囲の勾配、例えば0.05G/
cm（５μT/cm）を用いることができる。

20G（2mT）までの磁場を発生する磁石を用いて、同じ
利益が得られる。かかる磁場は百分率不均一性の点で比
較的一様につくることができる。減衰時間及びT₁に影響
を与えるのは局部的不均一性の絶対値である。磁場自体
が低強度でありかつ地球磁場の強度に匹敵するので不均
一性の強さは低くなる。

使用されるesr励起周波数が地球磁場あるいはESREMRI
に於いて通常用いられる200G（20mT）ではなく20G（2m
T）までの他の低磁場に適当な周波数であるということ
は注目されるべきである。勾配磁場はesr励起パルス中
に印加されないので関係がないことは理解されるであろ
う。超微細分裂定数が20G（2mT）であるならば、地球磁
場内で不対電子に作用する有効磁場は20.5G（2.05mT）
であり、電子の歳差運動周波数は2.8MHz/G（2.8×10^-4M
Hz/T）であるので、全歳差運動周波数は2.8×20.5MHzす
なわち約57MHzである。同様な計算は20G（2mT）までの
他の磁場内のMW周波数を与える。esrスペクトルの線幅
は1MHz程度であるので、esr励起周波数は電子の磁場内
で最大共鳴を与える周波数の1MHz以内でなければならな
い。必要ならば、後者は実験によって正確に決定するこ
とができる。

核遷移を励起する周波数に関しては、2kHzが地球磁場
とスライシング勾配の磁場との和である印加磁場内での
プロトン遷移のために充分な共鳴を与える。

一般に、本発明の装置中では、第１放射線源は好まし
くは１〜50kHz、特に1.5〜20kHz、特に¹H ESREMRIのた
めに２〜15kHzの周波数の放射線を放出することができ
る。第２放射線源は好ましくは20〜1000MHz、特に50〜2
00MHzの範囲、特に好ましくは約100MHzの放射線を放出
することができる。

通常の又は低い第１磁場強度に於けるESREMRIのため
に所要な周波数よりも低い第２放射線周波数、例えば約
100MHzの周波数の使用により、新規画像形成技術は、ヒ
ト又は動物の身体による第２放射線の吸収がずっと減少
され、かくして画像形成される被検者が受容できない加
熱を経験せずに顕著に高い第２放射線強度を受けること
ができるので、通常のESREMRIより大きな利益を与え
る。EP−Ａ−296833中に示した結果からかるように、FI
D強度及びコントラスト効果は第２放射線の強度の増加
と共に増加するので、このより高い“MW"出力を利用で
きることがより良いS/N比でかつ（又は）より短い画像
収集時間でMR画像を検出することを可能にする。

検出されたFIDシグナルから通常の方法で、試料の磁
気共鳴画像を生成させることができる。特に、試料が第
２放射線に暴露されていない間の試料からの比較シグナ
ルを検出する必要はない。かくして、一般に、本発明の
装置は検出されたFIDシグナルをMR画像へ変換するため
の手段、一般にコンピューター、放射線源による第１及
び第２放射線の両方の放射後に検出されたシグナルのみ
を用いてかかる画像を生成するようになっている手段を
含む。所望ならば、本発明のESREMRI装置は、所望なと
きに通常のESREMRI装置としてあるいは通常のMRI装置と
して作動することができるように第１磁場を発生するよ
う付勢することができる磁石手段を勿論含むことができ
る。

一般に、周囲磁場に於いて、核及び電子スピン遷移を
励起するために所要な周波数はMRI及びESREMRI並びにES
R及びNMR分光学で通常用いられる第１磁場強度よりはる
かに低い。しかし、核磁気共鳴刺激放射線及び電子スピ
ン共鳴刺激放射線は通常それぞれ無線周波数（RF）及び
マイクロ波（MW）放射線と呼ばれるので、本発明の装置
中で第１及び第２放射線源によって発生される第１及び
第２放射線を便宜のため以後“RF"及び“MW"放射線と呼
ぶ。第１及び第２放射線は、事実、通常RF及びMW周波数
であると理解されている範囲外の周波数であることがで
き、特に通常RF又はMWであると考えられている周波数よ
り低い周波数であることができると理解されるべきであ
る。

通常のnmr分光学に於いては、常磁性種及び非零スピ
ン核を含む種、例えばアンモニア中に溶解されたナトリ
ウム、を含む試料を強磁場中に入れかつ常磁性種（ナト
リウム）のesr転移を飽和させるならば、電子スピン遷
移と核スピン遷移との間のカップリングにより他の種の
nmrスペクトルのピークが非常に強く増強され得ること
が以前から知られている。この効果はオーバーハウザー
効果、あるいはesr遷移の励起が平衡にある核スピン系
を比較的高い励起状態ポピュレーションを有する新しい
平衡分布へ向かって駆動するので動的核分極と呼ばれて
いる。本発明に於いては、この効果は通常の分光学に於
けるようにnmrスペクトルの強いピークを発生するため
に作用するのではなく、その代わりに励起された核スピ
ン系の緩和によるポピュレーション（母集団）差を増幅
するために作用する。

スピン遷移がFIDシグナルを発生する核（以後“共鳴
核”）の一部分だけが、例えば画像形成される体積中の
常磁性種の低濃度又は不均一分布のために、常磁性種の
不対電子とカップリングする場合も、本発明の方法及び
装置の実施は画像のコントラスト増強をもたらし、かく
して不対電子とカップリングする共鳴核からのFIDシグ
ナルは非カップリング核からのシグナルに対して増強さ
れる。従って、常磁性種が特定の組織内のみで天然に豊
富であるかあるいはかかる組織中に集まるようにコント
ラスト媒質中に投与される場合、本発明の実施はこれら
の組織のコントラストが高度に増強された画像の生成を
可能にする。しかし、第２放射線のエネルギーレベル又
は常磁性物質の濃度が特に低い場合、MR画像強度が増強
されないでむしろ減少する可能性があることは注目され
るべきである。しかし、かかる場合でも、得られたMR画
像中で達成される改良されたコントラストは興味があり
得る。

上述したように、共鳴核のnmr遷移とカップリングす
るesr遷移を有する常磁性物質は試料内に天然に存在し
ていてもよく、あるいはより好ましくはコントラスト媒
質内の試料へ投与されてもよい。共鳴核とのカップリン
グは不対電子と同じ分子内の共鳴核とのスカラーカップ
リング又は常磁性中心の環境内の分子中の共鳴核、一般
に体液内の水プロトンとの双極子カップリングのいずれ
かであることができる。

電子スピン系は、体内に、例えば細胞ミトコンドリア
内の酸化連鎖のようなある種の代謝経路内で合成される
物質中に天然に存在する。

しかし、投与されるコントラスト剤に関する限り、本
発明の１つの実施態様に於いて、共鳴核と所望の電子ス
ピン遷移を有する物質との両方を含むコントラスト剤を
用いることができ、かつもう１つの実施態様では所望の
電子スピン遷移を有する物質自体が１種以上の共鳴核を
含むことができる。このことは、画像形成される試料中
に共鳴核が非常に豊富である場合、例えば共鳴核が、増
幅されたFID中でスカラーカップリングが重要な¹³C又は
¹⁹Fである場合には特に好ましい。かかるコントラスト
剤を用いると、コントラスト剤を含む身体部位からFID
シグナルが顕著に発生し、それによって特定の組織又は
器官の画像形成が容易になる。

別法で、かつ一般により好ましくは、コントラスト剤
は試料中、例えば身体組織中、に天然に存在する共鳴核
と、あるいはより特別には試料中の水分子内の共鳴プロ
トンと双極子カップリングを行う常磁性中心を含むこと
ができる。

本発明の方法に於いては、共鳴核とカップリングする
esr系の選択が重要である。本発明の特に好ましい実施
態様に於いては、常磁性物質は、そのための不対電子の
esrスペクトルが多重線（すなわち二重線以上、好まし
くは２〜10、特に好ましくは３〜５個のピーク）又は幅
広いピークを含む常磁性物質の中から選ばれる。

かかる常磁性コントラスト剤を用いると、第２放射線
は、好ましくは、esrスペクトルの高磁場部分、例えば
多重線中の高磁場線又は幅広いesrピークのピーク中心
の高磁場側を励起するようにセットされる。

本発明の装置及び方法を用いて高コントラスト効果を
確実に達成するために、常磁性物質のesr遷移の励起は
できるだけ大きくなければならない。

esrスペクトル中のesr遷移の線幅はT_2e ^-1に比例する
ので、esr遷移を励起するために用いられる第２放射線
に所要なバンド幅は小さくなり、遷移はesrスペクトル
中の狭い線に相当し、従って長い横方向緩和時間が望ま
しい。

特に好ましくは、第２放射線で励起されるesr遷移を
有する物質はそのesrスペクトルが一連の狭い線（例え
ば常磁性物質の構造内の近隣の非零スピン核の影響下で
の単一の遷移の超微細分裂から得られる）からなる常磁
性物質である。esrスペクトルが合理的に小さい数の線
を含む場合には、下で述べるように、対応する遷移の幾
つか又は全部を同時に励起することが可能であろう。

Schering（EP−Ａ−71564）が示唆しているガドリニ
ウム化合物（例えばGd−DTPA）のような通常の常磁性コ
ントラスト剤は大きいスペクトル線幅を有しかつFIDシ
グナルの顕著な増幅を達成するために過度に大きい“M
W"出力レベルを必要とする可能性が高いので、一般的に
は選ばれないであろう。従って、一般にコントラスト剤
をesr遷移源として用いようとする場合には、コントラ
スト剤は、好ましくは１〜５ガウス（0.1〜0.5mT）又は
それ以下、好ましくは100ミリガウス（10μＴ）以下、
特に好ましくは50ミリガウス（５μＴ）以下の線幅（す
なわち吸収スペクトル中の半値全幅）を有する刺激可能
なesr遷移をもつべきである。esrスペクトルが複数の線
を含むならば、これらの線の全数が小さいこと、例えば
２〜10、好ましくは２又は３であること、及び多重線の
中心から高磁場線の分離ができるだけ大きいこと、例え
ば2G（0.2mT）より大きく、好ましくは10G（1mT）より
大きく、特に好ましくは周囲磁場に於いて15G（1.5mT）
（又はその等価な周波数）より大きくなるべきであるこ
とがさらに好ましい。

周囲磁場に於ける常磁性物質のesrスペクトルが多重
線であるか、あるいは幅広いピークである場合には、es
r遷移の幾つか又は全部を励起するためあるいは励起の
効率を増強するため、幅広いバンドの“MW"放射線の使
用によってあるいは２つ以上の中心周波数の“MW"放射
線の使用によってコントラスト効果を増強することがで
きる。

共鳴核についてと同様に、共鳴核とカップリングする
不対電子のラーモア周波数も局部的磁場に依存し、esr
遷移がesrスペクトル中の一定の線幅を有するばかりで
なく、そのスペクトルも一般にある種の微細構造を示
し、すなわち常磁性物質中のノン−ゼロスピン核によっ
て発生される磁場のために分裂する。

一般に、常磁性物質は、最も望ましくは、ノン−ゼロ
スピン核をほとんど含まないかあるいは不対電子を生ず
る位置でノン−ゼロスピン核をほとんど含まない分子又
は錯体である。便宜上、分子は、常磁性中心付近に、ゼ
ロ核スピン同位体からあるいはノン−ゼロスピン核同位
体の天然存在度が低い元素から主として選ばれる原子を
有することができる。かかる選択はスピン＝1/2核の天
然存在度が低い元素を含むことができ、例えば¹²C、
²H、³²S、¹⁴Si及び¹⁶Oのような同位体を不対電子の場所
に近接した分子構造を確立するために用いることができ
る。

ある種の常磁性金属種の化合物、塩又はキレートある
いは他の錯体の使用を意図することができるが、かかる
物質はesr線幅が約１ガウス（0.1mT）程度又はそれ以下
である場合に特に関心があるだけであろう。かくして、
例えば生理的に許容できる銅キレートの使用を意図する
ことができる。

それにも拘わらず、生理的に許容できる安定性遊離基
（フリーラジカル）は常磁性物質として使用するため特
に興味がある。

１つの特に興味のある安定性遊離基群はスピン標識と
してあるいは通常のMRI用の常磁性コントラスト剤とし
て用いるためその多くが文献中に示唆されているニトロ
キシド（nitroxide）安定性遊離基である。さらに、こ
れらの化合物の幾つかは、例えばAldrichから容易に商
業的に入手可能である。ニトロキシド安定性遊離基は、
その毒性及び薬物動力学が研究されてしまっておりかつ
化合物が生体内MRIに適していることが示されているの
で、又、特にNO部分に近い原子が充分に置換されている
（すなわちプロトンを担持しない）化合物については、
esr線幅がコントラスト増強を与えるために所要な濃度
に於いて充分に低いので特に興味がある。

本発明によって使用するためのもう１つの特に興味あ
る安定性遊離基群は、その幾つかがスピン標識としての
使用について文献中に示唆されているジューテロ化され
たニトロキシド（nitroxide）安定性遊離基である。こ
れらの化合物の幾つかは、例えばMerk Sharpe ＆ Dohme
から容易に商業的に入手可能である。安定性遊離基が部
分的にだけジューテロ化されている場合には、¹Hが不対
電子のT_1e又はT_2e値の最大の、あるいは実際にかなりの
減少を引き起こすであろう部位の水素が²Hであるべきで
あるということが特に好ましい。

本発明で用いられるジューテロ化遊離基は、常磁性中
心、例えばNO部分の酸素の３、好ましくは４、特に好ま
しくは５以上の結合内のプロトンの代わりに重水素原子
を有する。より特別には、遊離基は、好ましくは過ジュ
ーテロ化されるが、遊離基が不安定な水素、例えば酸、
アミン又はアルコールの水素を含む場合には、これらは
好ましくは¹Hであることができ、常磁性中心から遠く離
れた¹Hである水素を含む化合物も有利に用いることがで
きる。

ニトロキシド（nitroxide）安定性遊離基又はジュー
テロ化ニトロキシド安定性遊離基として、便宜上、NO部
位が５〜７員の飽和又はエチレン系不飽和環中に存在
し、NO部分に隣接する環位置が二重に飽和された炭素原
子で占められかつ残りの環位置の１つが炭素、酸素又は
硫黄原子で占められかつ残りの環位置が炭素原子で占め
られている環式ニトロキシド（nitroxides）を用いるこ
とができる。別法では、連鎖中にNOが存在し、隣接連鎖
原子が炭素でありかつプロトンと結合していない化合物
を、随意にジューテロ化されたニトロキシド安定性遊離
基として用いることができる。

好ましいニトロキシドは式（Ｉ）で示される。

上記（Ｉ）式中、R₁〜R₄は重水素又は低級（例えばC
_1-4）アルキル又はヒドロキシアルキル基を示すことが
でき、R₁はカルボキシ置換C_1-10アルキル基をも示すこ
とができ、R₂は高級（例えばC_5-20）アルキル基又はカ
ルボキシ置換C_1-20アルキル基を示すこともでき、ある
いはR₁とR₃とは一緒にアルキレン又はアルケニレン基、
例えば４個まで、特に好ましくは３個までの炭素原子を
有するアルキレン又はアルケニレン基を示すことがで
き、Ｘは橋の主鎖中に２〜４個の原子を有する随意に置
換された、飽和又はエチレン系不飽和の橋かけ基を示
し、主鎖原子の１個が炭素、酸素又は硫黄であり、残り
の主鎖原子は炭素であり、好ましくはR₁〜R₄及びＸの１
つ以上が少なくとも１個の重水素を含み、特に好ましく
は、ニトロキシル（nitroxyl）窒素の３結合内、特に好
ましくは４結合内の炭素に結合した水素が重水素原子で
ある。

式Ｉ中、CR₁R₂とCR₃R₄の部分は好ましくは同じであ
る。特に好ましくは、R₁〜R₄が同じであり、R₁とR₄とが
すべてパージューテロ化メチル基であることが特に好ま
しい。

式Ｉ中、好ましくは随意にモノ置換C_2-3鎖であるＸ上
の随意の置換は、例えばハロゲン原子又はオキソ、アミ
ノ、カルボキシル、ヒドロキシ又はアルキル基あるいは
これらの組み合わせあるいは、例えばアミド、エステ
ル、エーテル又はＮ結合複素環式基、例えば2,5−ジオ
キソ−ピロリジノ基のような誘導体の形をとることがで
きる。置換されたＸ基の多くの例は下に挙げる文献中に
記載されている。所望ならば、ニトロキシド分子は、例
えばニトロキシド安定性遊離基の血液貯留効果あるいは
組織−又は器官−標的化能力を増強するため、例えば
糖、多糖類、蛋白質又は脂質のようなもう１つの物質あ
るいは他の生物分子（biomolecule）へ結合させること
ができる。

本発明の方法及び使用に於いて、EP−Ａ−296833中及
び本発明者らの同時係属英国特許出願第8,817,137号中
に記載されているニトロキシド安定性遊離基を特に便利
に用いることができる。

本発明は、さらにもう１つの面に於いて、本発明の方
法を用いる画像形成を含むヒトの又はヒト以外の動物、
好ましくは哺乳類の身体の診断方法に使用するためのコ
ントラスト媒質の製造のための生理的に許容できる常磁
性物質、例えば安定性遊離基の使用を提供する。

本明細書中でesr線幅の限界について言う場合、それ
は画像形成条件、例えば画像形成される部位に於ける線
幅であるということはわかるであろう。しかし、特に好
ましくは、線幅の基準は下に挙げる局部的な濃度限界に
於いて満足させられる。

コントラスト媒質は、常磁性物質の外に、ヒト又は獣
医学に於ける治療用及び診断用組成物にとって通常であ
るような調合助剤を含むことができる。かくして、コン
トラスト媒質は、例えば可溶化剤、乳化剤、増粘剤、緩
衝剤などを含むことができる。コントラスト媒質は非経
口（例えば静脈内）用又は経腸（例えば経口）用、例え
ば外部排出管を有する体腔（消化管、膀胱及び子宮のよ
うな）中へ直接適用のため、あるいは心臓血管系中への
注射又は注入用に適した形であることができる。しか
し、生理的に許容できる媒質中の溶液、懸濁液及び分散
液が一般に好ましいであろう。

生体内診断用画像形成に用いるためには、好ましくは
実質的に等張であるコントラスト媒質を、便宜上、画像
ゾーンに於いて常磁性物質の１μＭ〜10mM濃度が得られ
るのに充分な濃度で投与することができるが、正確な濃
度及び用量は、勿論、毒性、コントラスト剤の器官標的
化能力及び投与経路のような一連の因子に依存する。常
磁性物質の最適濃度は種々の因子間のバランスを示す。
一般に、濃度は0.1〜100mM、特に１〜10mM、より特別に
は２〜5mMの範囲内にあり得る。静脈内投与用組成物
は、好ましくは10〜1000mM、特に好ましくは50〜500mM
の濃度で常磁性物質を含む。イオン性物質では、濃度は
特に好ましくは50〜200mM、特に140〜160mMの範囲であ
り、非イオン性物質では200〜400mM、特に290〜330mMで
ある。しかし、尿路又は腎系の画像形成のためには、多
分、イオン性物質では例えば10〜100mM、あるいは非イ
オン性物質では20〜200mMの濃度を有する組成物を用い
ることができる。さらに、ボーラス（bolus）注入用に
は、濃度は、都合よくは0.1〜100mM、好ましくは５〜25
mM、特に好ましくは６〜15mMであり得る。

本発明のコントラスト媒質中のニトロキシドは、10mM
までの、特に１又は2mMの濃度に於いて、好ましくは１
ガウス（0.1mT）未満、特に好ましくは100mG（10μＴ）
未満のesr線幅を示す。

上に挙げたように、第１及び第２放射線はそれぞれ
“RF"及び“MW"であり、第１及び第２放射線源はかくし
て適当な周波数の放射線を放出することができる放射線
源である。

第１放射線源は好ましくはパルスタイミング及び持続
時間を調節する手段を備えていて、所望の画像形成技術
（例えばSR、IR、SE、FI等）を選択できるようになって
おりかつ画像収集時間を増加又は減少するためあるいは
T₁、T₂又は核（通常プロトン）密度を決定するためパル
スシーケンス（系列）反復速度1/TRを選択できるように
なっている。

第１放射線源は、好ましくは第１放射線パルスの中心
周波数、バンド幅及び強度を調節する手段をも備えてい
る。

通常のMRIのように、第１放射線のパルスは、一様な
磁場と１つの方向（Ｚ方向）の印加された磁場勾配との
組み合わせである磁場内に試料がある間に第１放射線の
パルスを適用する。しかし、通常のMRI又はESREMRIとは
異なって、一様な磁場は第１磁石によって発生される必
要はなく、地球の周囲磁場であることができる。励起パ
ルス中、Ｚ方向の磁場勾配と共に核励起パルスの中心周
波数及びバンド幅はＺ軸に沿った位置及びスピン遷移が
そのパルスによって励起される核を含むＺ軸に垂直なス
ライスのＺ方向の厚さを明確にする働きがある。かくし
て、例えば、中心周波数V_Oの方形波パルスのフーリエ変
換はかかるパルスがほぼV_Oを中心とする周波数範囲を含
むこと及びおのおのがＺ軸に沿った特別なXY平面内の共
鳴核のラーモア周波数に相当することを示すであろう。
かくして、第１放射線の中心周波数及びバンド幅を調節
又は選択する手段を装置に設けることによって、試料を
通る部分（画像ゾーン）及び勿論共鳴核の同位体性質及
び化学的環境を選択することができる。

第２放射線源は連続波（CW）送信機であることがで
き、あるいは別法では第２放射線のパルス又はパルス列
を放射するようになっていてもよい。

従って、核スピン系の増幅されたFIDシグナルの充分
な利益を得るため及びコントラスト剤の用量を最小にす
るため（所要ならば）、esrスペクトルのピークの全部
又はほとんどの周波数に整合した周波数範囲を用いて電
子スピン系を励起しかつ好ましくは飽和することが便利
である。このことは、周波数のバンド（例えばパルス列
で）を放出する第２放射線源を用いることにより、ある
いは異なる周波数で放射する２種以上の放射線源を用い
ることによって行われる。

第２放射線の所望の周波数の広がりを得るため、比較
的短い持続時間のパルス（以後“ミクロパルス”と呼
ぶ）、例えばナノ秒又はミクロ秒の程度のパルスを用い
ること、及び飽和又は飽和付近にesr遷移を保つことに
よって核スピン系の増幅されたポピュレーション差を最
適にすることが望ましいことがあり、かくして第２放射
線源がミクロパルス列を放射し、相隣るミクロパルスが
ミクロパルス間の期間中に電子スピン系の重大な縦方向
緩和を許さないような間隔になっていることが望ましい
ことがあり得る。

別法では、ある種の核（共鳴核以外の）のスピン遷移
を励起することができる第３放射線源を含むデカップリ
ング手段を設けることによって、esrスペクトル中のピ
ークの数又は幅広いピークの線幅を減少させることがで
きる。かくして、不対電子のesrスペクトル中の多重ピ
ークは同じ分子中の電子のスピンと付近のノン−ゼロス
ピン核（遷移分裂核）との間のカップリングから生ずる
ことができる。遷移分裂核がMRI方法のための共鳴核で
ない場合（例えば遷移分裂核が異なる同位体性質の核で
あるか、あるいは同じ同位体性質の核であれば、第１放
射線によって励起されない同じ領域内でこれらの核のラ
ーモア振動数が共鳴核のラーモア周波数から充分に遠く
離れている場合）には、不対電子及び遷移分裂核のスピ
ンを、遷移分裂核のラーモア振動数の高強度放射線で遷
移分裂核のnmr遷移を照射することによってデカップリ
ングさせることができる。かかる照射によって、esrス
ペクトル中の超微細構造を減少させることができる。し
かし、本発明の目的のためには、esrスペクトルが多重
線又は幅広いピークである場合、得られたesrスペクト
ルがなお上記選択基準を満たす程度、すなわち10〜1000
G（１〜100mT）の間の超微細分裂定数を有する少なくと
も１つの多重線が保持される程度にデカップリングが望
ましいだけであろう。デカップリングが効果的に起こる
には、ESREMRI装置は第３放射線放射手段を備えていな
ければならない。第３放射線放射は連続的又はパルス状
であってもよく（あるいは第２放射線について先に述べ
たように一連のミクロパルス列上の連続列の形をとるこ
とができ）、相応しくは第２放射線と実質的に同じ期間
にわたって放射される。

従って、第２放射線源及び存在する場合の第３放射線
源は、第１放射線源と同様に、好ましくは、パルス状放
射線源である場合にはパルスのタイミング、パルスの持
続時間、中心振動数及び強度を調節する手段、又、CWエ
ミッターである場合には中心振動数、バンド幅及び強度
を調節する手段を備えている。

試料の第２放射線への暴露は連続的であってもよく、
あるいは次の第１放射線パルスシーケンスの開始パルス
間の１つ以上の期間であってもよい。好ましくは、第２
放射線への暴露は試料へ磁場勾配が印加されない期間中
であり、例えば、各シーケンスの最終のFIDシグナル検
出期間と次の最初の第１放射線パルスとの間の遅延期間
の少なくとも一部分、好ましくは全部である。

ESREMRI装置は、特に好ましくは、増幅されたFIDで、
かつ第１磁石によって発生される一様な磁場の印加によ
ってあるいは印加無しに作動するようになっていなけれ
ばならない。磁石は低磁場磁石、例えば20G（2mT）まで
の磁石でよい。しかし、低磁場強度で用いられないか又
は用いられる、より強力な磁石を備えた通常の装置を用
いるのが便利であることがある。

一様な磁場として地球の磁場を用いない場合には、周
囲磁場と正確に釣合わせ、かつ磁石で発生した低強度磁
場を唯一の一様な磁場として残すための手段、例えば適
当なヘルムホルツコイルが好ましくは設けられる。

装置は試料のESREMRIを行うことができるようになっ
ており、単に、適当な“MW"及び“RF"周波数の放射線を
放射することができる放射線源を装備することにより、
かつ随意に上記磁場発生手段を備えることによって修正
された通常型のMRI装置を構成することができる。

新規のESREMRI法に含まれるMRI操作は、例えば背景映
写又は３次元又は２次元フーリエ変換（3DFT及び2DFT）
（一般に後の２者が好ましいが）のような通常の画像生
成操作のいずれか１つをも含むことができる。

2DFTでは、小磁場勾配（スライス選択勾配）が例えば
Ｚ方向に印加されかつ試料は与えられた中心周波数、バ
ンド幅及び持続時間のRFパルス（開始パルス）に暴露さ
れる。中心周波数、バンド幅及び包囲磁場とスライス選
択勾配との組み合わせが、一緒に、画像ゾーン、すなわ
ち共鳴核がその中でRFパルスで励起されるスライス選択
勾配に対して横方向の試料を通る断層撮影断面、の位置
と厚さを限定する働きをする。パルスの持続時間は共鳴
核の横方向及び縦方向磁化の合成変化を決める。90゜パ
ルスでは、スライス選択勾配及び“RF"パルスが同時に
停止された後、次には小磁場勾配フェースエンコーディ
ング（位相暗号化勾配）がスライス選択勾配に対して横
方向、例えばＹ方向に短期間印加され、振動FIDシグナ
ルの位相をシグナル源のＹ方向の位置に依存性になるよ
うにさせ、かくしてFIDシグナルの位置の空間情報をエ
ンコードする。フェースエンコーディング勾配が停止さ
れた後、前の２つに対して垂直な方向の第３の小磁場勾
配（読み取り勾配）を印加してFID周波数中の空間情報
を暗号化し、FIDシグナルを検出しかつ読取り勾配の印
加中にシグナルの強度を時間の関数として記録する。

検知されるFIDシグナルは画像ゾーン中の共鳴核から
のシグナルの組み合わせである。単純な条件であれば、
FIDシグナルはXY平面中に伸びる１列のシグナル源から
のシグナルの和として見られ、各シグナル源からの振動
シグナル共鳴核の局所密度に依存する全強度、Ｘ方向の
シグナル源の位置に依存する周波数及びＹ方向のシグナ
ル源の位置に依存する位相を有する。シグナルは減衰
し、かつ平衡を可能にする遅延時間後、スライス選択勾
配を再び印加しかつ次のパルスシーケンスの開始RFパル
スを印加する。

画像生成には、おのおのが異なる強度又は持続時間の
フェースエンコーディング勾配を有する一連のパルスシ
ーケンスに対するFIDシグナルの検出が所要であり、得
られたデータのフーリエ変換によって、この場合にはSR
画像といわれる、２次元画像を構成するための空間情報
を抽出することができる。

IR、SEなどのような異なる画像形成技術、あるいは異
なる画像生成技術、例えば同時スライス、体積獲得、背
景映写などは、勿論、異なるパルス及び磁場勾配印加シ
ーケンス（系列）を必要とし、シーケンスは技術上通常
である。

以下、本発明を実施例によってかつ添付図面について
さらに説明する。

図面の簡単な説明 図１は本発明のESREMRI装置の概略の斜視図であり、 図２は図１の装置中の第１及び第２放射線のエミッタ
ーの概略の斜（透）視図である。

符号の簡単な説明 １…ESREMRI装置、２…試料、３…低磁場電磁石、４
…DC電源、5,6…共振器、７…“RF"トランシーバー、8,
10…電源、９…“MW"発生器、11…制御コンピュータ
ー、12,13,14…電源、15,16,17…ヘルムホルツコイル、
18…インターフェースモジュール、19…“RF"トランス
ミッター、20,21…コイル。

図１について説明すると、図には、低磁場電磁石３の
コイルの軸の所に、本発明によって製造された常磁性コ
ントラスト媒質を投与された試料２が置かれているESRE
MRI装置１を示す。DC電源４から電磁石３への入力によ
って、もし周囲磁場が唯一の一様な磁場とすべきでない
ならば、小さい第１磁場を発生させることができる。磁
石３を用いるべきである場合には、コイル20及び21を地
球磁場と正確に釣合うように配置しかつ電圧印加する。

装置は、それぞれ第１放射線及び第２放射線を放射す
るため、共振器５及び６をも備えている。共振器５は電
源８で付勢される“RF"トランシーバー７に接続し、共
振器６は、例えば導波管によって、電源10で付加される
“MW"発生器９に接続している。

“MW"発生器９は２つ以上のesr遷移を励起するために
２つ以上の最大周波数を有する“MW"放射線を放出する
ようになっていることがあり得る。

共振器５及び６が放射する第１及び第２放射線の周波
数選択、バンド幅、パルス持続時間及びパルスタイミン
グは、電磁石３の付勢及び除勢をも随意に制御する制御
コンピューター11及びインターフェースモジュール18に
よって制御される。

コンピューター11は、図２にさらに詳細に示してある
３対のヘルムホルツコイル15、16及び17への電源12、13
及び14からの電力供給をも制御する。コイル対15のコイ
ルは電磁石３のコイルと同軸であり、コイル対16及び17
のサドルコイルはその軸、Ｚ軸の周りに対称的に配置さ
れ、これらサドルコイル自体の軸は相互に垂直でかつＺ
軸に対して垂直になっている。画像形成操作の種々の段
階、例えば２次元フーリエ変換画像形成に於いて包囲磁
場に重ねる磁場勾配を発生するためにコイル対15、16及
び17が用いられ、かつコイル対の作動のため及び“MW"
発生器及び“RF"トランシーバーの作動のためのタイミ
ングシーケンス（系列）はコンピューター11及びインタ
ーフェースモジュール18によって制御される。装置は、
“RF"送信機及び電源（図には示してない）に接続しか
つコンピューターで制御されるもう１つの“RF"共振器
（図中、点線で示す）を含むデカプラーをも備えること
ができる。このデカプラーはコントラスト剤中のノン−
ゼロスピン核の核スピン遷移を励起するために選ばれた
周波数の第３放射線を放射するように作動させることが
できる。

周囲磁場のみを用いる操作に於いては、電磁石３への
給電を切り、試料２、例えば患者、をコイルキャビティ
内に入れ、画像形成操作を開始する。電磁石を用いる場
合には、電磁石のスイッチを入れ、一般にずっと付加し
たままにしておく。周囲磁場と釣り合わせるためコイル
20及び21も付加する。かかるコイルは大直径のコイルで
よく、図のように装置を包囲していてもよく、あるいは
装置が入っている室を包囲していてもよい。

インターフェースモジュール18は、コイル対15のコイ
ル中をDC電流がＺ軸について反対方向に流れている間
に、短時間コイル対15への電力供給を活性化し、周囲磁
場へ印加されるＺ方向のほぼ直線的な磁場勾配をもたら
す。

コイル対15が付加されている期間内に、インターフェ
ースモジュール18が“RF"トランシーバー７を活性化し
て共振器５に“RF"パルス、例えば90゜パルスを放射さ
せ、そのラーモア周波数が“RF"パルスの周波数バンド
に相当する共鳴核（一般にプロトン）のnmr遷移を励起
する。“RF"パルスの持続時間、強度、バンド幅及び中
心周波数はコンピューター11で選択されることができ
る。

“RF"パルスは、有効に、Ｚ方向に対して横方向であ
るが厚さをもっている試料の断面（画像ゾーン）内の選
ばれたノン−ゼロ核スピン同位体（一般に水のプロト
ン）のMR遷移を励起する働きがある。

“RF"パルスが停止すると、コイル対15中の電流も停
止し、非常に短時間の遅延後、インターフェースモジュ
ール18が短時間コイル対16を付加してＹ方向に磁場勾配
を与える。これは、この磁場勾配が、コイル対15が付加
されている期間、共鳴核のラーモア周波数をＹ方向に画
像ゾーンを横切って直線的に変化させるのでフェースエ
ンコーディング勾配と呼ばれる。フェースエンコーディ
ング勾配の停止によるラーモア周波数の摂動の除去によ
って、画像ゾーンの異なるシグナル源領域からのFIDシ
グナルへの寄与の振動周波数はほぼ同じにもどるが、か
かる寄与の位相はＹ方向に沿った特別なシグナル源領域
の位置に依存してある程度移動する。

コイル対16中の電流の停止後、インターフェースモジ
ュール18はコイル対17を付加してＸ方向の磁場勾配（読
取り勾配）を与え、かつ“RF"トランシーバー７を再活
性化して試料からのFIDシグナルを検出する。

FIDシグナルは、MR遷移が画像ゾーン内のみで共鳴核
の“RF"パルスによって励起されたので、画像ゾーン内
の核スピン系の横方向磁化から生ずると仮定される。上
述したように、時間の関数としてのFIDシグナルの強度
は画像ゾーン内のそれぞれＸ及びＹ方向の共鳴核の分布
に関する暗号化情報を含む。

系が位相をずらすときFIDシグナル強度は時間と共に
指数的に低下し、かつ読取りが印加されかつトランシー
バー７が試料からのFIDシグナルを検出する期間は一般
に非常に短く、例えばミリ秒の程度である。

画像ゾーンのMR画像を生成するためには、パルス及び
検出シーケンスをさらに多数回、例えば64〜1024回繰返
し、かつ毎回異なる大きさ又は持続時間のフェースエン
コーディング勾配を発生させねばならない。しばしば、
良好なS/N比を得るため、数回、例えば２〜４回の等し
く行われるシーケンスの信号を合計する。各シーケンス
の組のFIDシグナルを標準２次元フーリエ変換アルゴリ
ズムを用いてコンピューター11で変換して画像ゾーンの
所望の空間画像を得る。

通常のMRIでは、パルス及び検知シーケンス中の唯一
の又は最後のFIDシーケンス検出期間後、かつスライス
選択勾配の次の印加及び次のシーケンスの開始RFパルス
の前に、新しいRFパルス後のFIDシグナルが充分に強く
て受容できるS/N比を与えるために充分な縦方向磁化を
確立するために共鳴核がほぼ平衡に緩和するまで、一般
に数秒程度の遅れ期間の間待機しなければならなかっ
た。

しかし、ESREMRIでは、電子MR及び核MR遷移間のカッ
プリングに由来する増幅された核ポピュレーション（母
集団）差を用いることによって、唯一の又は最後の検出
期間後の遅れ期間を短縮することができる。別法では、
試料を唯一の又はおのおのの“RF"パルスシーケンス
（系列）の始めに“MW"放射線で照射して増強された核
ポピュレーション差を確立することができる。かくし
て、少なくとも各パルスシーケンスの最後の読取り勾配
と次のシーケンスの開始“RF"パルスの放射との間の期
間、例えば約10ミリ秒〜100ミリ秒の期間に、インター
フェースモジュール18が“MW"発生器９を活性化して、
試料を試料内のコントラスト剤中の常磁性中心のラーモ
ア周波数に相当する中心周波数の“MW"放射線、CW放射
線又は好ましくは放射線パルス列で照射させる。

磁場の不均一性を最小にするため、本発明の装置の試
料キャビティは、好ましくは、コイル15、16及び17と電
子制御装置及び電源（４、７〜14、18）との間に遮蔽物
を設けなければならない。

受け取られるべきFIDシグナル強度が小さいという点
で、ESREMRI装置の電子装置を冷却してシグナルノイズ
を減少させるのが望ましいことがあり得る。

Claims (5)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】画像形成される試料（２）中の選ばれた核
   の核スピン遷移を励起するために選ばれた周波数の第１
   放射線を放射することができる第１放射線源（５、７、
   ８）、該選ばれた核の少なくとも幾つかの核スピン遷移
   にカップリングした電子スピン遷移を励起するために選
   ばれた周波数の第２放射線を放射することができる第２
   放射線源（６、９、10）、一様な磁場上に印加された磁
   場勾配へ該試料を暴露する手段（12〜17）及び該磁場勾
   配の印加中に核選ばれた核からの自由誘起減衰シグナル
   を検出する手段（７）を有する電子スピン共鳴増強磁気
   共鳴画像形成装置（１）であって、周囲磁場、あるいは
   地球の磁場を正確に相殺する磁場と随意に組み合わせた
   ２ミリテスラ以下の一様な磁場である磁場を一様な磁場
   として用いて該遷移を励起するために選ばれた周波数の
   放射線を第１又は第２放射線源が放射するようになって
   いることを特徴とする装置。
2. 【請求項２】試料に於いて一様な磁場を生成するように
   なっている手段を含まないことを特徴とする請求項１記
   載の装置。
3. 【請求項３】試料に於いて一様な磁場を生成する手段
   （３、20、21）を含み、かつ該一様な磁場が該試料に於
   ける地球の磁場を相殺するようになっている磁場と組み
   合わせた２ミリテスラ以下の印加磁場を含むことを特徴
   とする請求項１記載の装置。
4. 【請求項４】一様な磁場を生成する手段（３、20、21）
   が１ミリテスラ以下の印加磁場を生成するようになって
   いる請求項３記載の装置。
5. 【請求項５】第１放射線源（５、７、８）が周波数１〜
   50kHzの放射線を放出するようになっておりかつ第２放
   射線源（６、９、10）が周波数20〜1000MHzの放射線を
   放射するようになっている請求項１〜４に記載の装置。