(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体から磁気共鳴画像を取得する磁気共鳴作像システムであって、
（ａ） 実質的に均一な磁場を前記被検体にわたって印加する作像マグネット（１２５）と、
（ｂ） 少量の磁気共鳴活性の物質（１５１）と、
（ｃ） 空洞を有しており、前記磁気共鳴活性の物質（１５１）を受け取ると共に分極させる高磁場分極マグネット（２００）と、
（ｄ） 分極した前記磁気共鳴活性の物質を前記被検体内に輸送する導入装置（１５０ａ、１５０ｂ）と、
（ｅ） 選択された時間、振幅及び周波数のＲＦエネルギを前記被検体内に送信して、前記分極した磁気共鳴活性の物質及び前記被検体内の他の組織を章動させるＲＦ送信器手段（９３０、１４０ａ）と、
（ｆ） 少なくとも１つの空間方向における磁場の振幅を時間に関して変化させる勾配手段（９１０、１３０）と、
（ｇ） 造影液体及び前記被検体内の他の組織からの一組の磁気共鳴応答信号を検出するＲＦ受信コイル（１４０ｂ）と、
（ｈ） 該ＲＦ受信コイル（１４０ｂ）に接続されており、検出された前記磁気共鳴応答信号を受信する受信器手段（９４０）と、
（ｉ） 前記検出された磁気共鳴応答信号から画像を算出する算出手段（９５０）と、（ｊ） 前記ＲＦ送信器手段（９３０、１４０ａ）、前記受信器手段（９４０）、前記算出手段（９５０）及び前記勾配手段（９１０、１３０）に接続されており、所定の磁気共鳴パルス・シーケンスに従って該ＲＦ送信器手段（９３０、１４０ａ）、該受信器手段（９４０）、該算出手段（９５０）及び該勾配手段（９１０、１３０）をそれぞれ動作させるコントローラ手段（９００）と、（ｋ） 前記算出手段（９５０）に接続されており、算出された前記画像をオペレータに表示する表示手段（１８０）とを備えた磁気共鳴作像システム。
【請求項２】
（ａ） 生体適合性のある少量の磁気共鳴活性の物質を冷凍して凍結ペレットを形成する極低温ペレット形成手段（１５２）と、
（ｂ） 該ペレット形成手段（１５２）及び前記分極マグネット（２００）に結合されており、ペレットを分極させるために、分極した前記ペレットを前記極低温ペレット形成手段（１５２）から前記分極マグネット（２００）へ移動させる機械的手段（１５６）と、
（ｃ） 前記導入装置に接続されており、前記分極したペレットを受け取ると共に加熱して分極した液体にし、前記被検体内に導入する前記導入装置（１５０ａ、１５０ｂ）へ該分極した液体を送る生理学的調節器手段（１５３）と、
（ｄ） 前記分極マグネット（２００）及び前記生理学的調節器手段（１５３）に結合されており、前記分極マグネット（２００）から前記生理学的調節器（１５３）へ前記分極したペレットを移動させる第２の機械的手段（１５７）とを更に含んでいる請求項１に記載の磁気共鳴作像システム。
【請求項３】
前記高磁場分極マグネット（２００）は、前記被検体全体を取り巻いている磁気共鳴作像マグネット（１２５）よりも実質的に小さな寸法を有している請求項１に記載の磁気共鳴作像システム。
【請求項４】
前記分極マグネット（２００）は、前記作像マグネット（１２５）よりも強い磁場を発生している請求項１に記載の磁気共鳴作像システム。
【請求項５】
前記高磁場分極マグネットは、液体を受け入れると共に磁気共鳴作像における後続の使用のために前記磁気共鳴活性の物質を分極させる内部空洞を包囲しているトロイド状巻き線を含んでおり、該トロイド状の形状により、前記分極マグネットは、低減された周辺磁場を示している請求項１に記載の磁気共鳴作像システム。
【請求項６】
磁気共鳴検出システムに用いられる一体型の分極マグネット及び低磁場マグネットであって、
（ａ） 磁気共鳴活性の物質（１５１）を受け取ると共に分極させるように構成されている分極室（２０３）を取り囲んで画定すると共に、磁場束戻り経路を作り出す高磁場分極マグネット（３１０）と、
（ｂ） 互いに隔てられており、被検体を受け入れる領域を画定している少なくとも２つの極構造（３０１、３０３）と、
（ｃ） 前記分極マグネット（３１０）と前記極構造（３０１、３０３）との間にそれぞれ連結されており、前記分極マグネット（３１０）の前記磁場戻り経路を前記極構造（３０１、３０３）と前記被検体を受け入れる領域とを介して導く連結構造（３０５、３０７）とを備えた磁気共鳴検出システムに用いられる一体型の分極マグネット及び低磁場マグネット。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は、被検体の医療用作像に関し、更に具体的には、このような画像を取得するための磁気共鳴の使用に関する。
【０００２】
【従来の技術】
アンジオグラフィ（血管造影法）、即ち血管構造の作像は、診断及び治療にかかわる医療行為において非常に有用である。ＭＲアンジオグラフィは、種々の方法を用いて行われるが、それらはすべて、２つの基本的な現象の１つに頼っている。第１の現象は、血液が患者の一領域から他の領域へ移動するにつれて縦方向のスピン磁化が変化することから生ずる。この現象を利用した方法は、「インフロー（流入）」法又は「タイム−オブ−フライト」法として知られている。通常用いられているタイム−オブ−フライト法は、３次元タイム−オブ−フライト・アンジオグラフィである。この方法によれば、比較的短い繰り返し時間ＴＲ及び比較的強い励起無線周波数（ＲＦ）パルスを用いて関心領域が作像される。これにより、ビュー領域内のＭＲスピンは飽和して、弱いＭＲ応答信号を発生する。しかしながら、ビュー領域内に流入する血液は、完全な緩和状態で入ってくる。その結果、この血液は、同様に飽和するまでは比較的強いＭＲ応答信号を発生する。タイム−オブ−フライトを用いた血管検出の性質上、血管を取り巻いている静的な組織を完全には抑制することができない。加えて、動きの遅い血液及び作像空間に余りにも長く留まっていた血液は、飽和して、十分には作像されない。
【０００３】
ＭＲアンジオグラフィの第２の形式は、横方向のスピン磁化における位相シフトの誘起に基づいている。この位相シフトは、速度に正比例しており、フロー−エンコーディング磁場勾配パルスによって誘起される。位相感応性ＭＲアンジオグラフィ法は、この位相シフトを活用して、ピクセル強度が血液速度の関数となっているような画像を作成する。位相感応性ＭＲアンジオグラフィは、複雑な血管形状内の緩慢な流れを容易に検出することができるが、ビュー領域内の組織が少しでも動くとこれも検出する。その結果、心臓の位相感応性ＭＲアンジオグラムは、心筋の動き及び心室（heart chamber）内の血液プールの動きから生ずるアーティファクト（偽像）を有する。
【０００４】
従来のＭＲ作像では、主マグネットによって発生された静磁場が不均一であると、画像の歪みが生じる。従って、広い領域にわたって均一性を有している主マグネットが望ましい。
又、主マグネットによって作り出された磁場が更に強ければ、他のすべての要因が等しい場合、よりよい信号対雑音比が得られる。典型的には、ＭＲスキャナにおいて静磁場を作り出すのに用いられるマグネットは、超伝導物質で構成されており、この物質は、非常に低い温度及び関連する支援装置を必要とする。このマグネットは、非常に高価なことがある。
【０００５】
大型の高磁場マグネットの遮蔽に関する問題もある。遮蔽室全体は、付近の区域及び設備に対する磁場の影響を少なくするように構成されている。より小型の分極マグネットについても又、遮蔽が問題である。なぜなら、分極マグネットは、作像マグネットに近接して配置されなければならないが、この２つのマグネットの間の引力は最小にされるべきだからである。
【０００６】
非常に高い磁場のマグネットが、ＭＲアンジオグラフィ作像の信号対雑音比を最大にするように構成されていても、周囲組織の信号も血液からの信号と同じ程度にまで増大するであろう。その結果、より高い磁場を用いても、（他のすべての要因が等しいものとすれば、）血管の見え方は向上しないであろう。
体内腔の作像も又、所望されている。最近、体内腔を作像する新たなＭＲ法が、１９９５年８月１９日〜２５日のフランス、ニースにおけるThird Scientific Meeting and Exhibition のProc. of the Soc. of Magn. Reson. 、第１巻、第３９２頁、A. Johnson等による「過分極したガスを用いたＭＲＩ（"MRI Using Hyperpolarized Gas"）」に開示された。この方法は、キセノン又はヘリウムのような希ガスを用いており、この希ガスは、光学的に励起されたルビジウムとの相互作用によって分極する。この方法は、レーザ及び関連装置を必要とする。又、ルビジウムは有毒なので、高い効率でルビジウムを除去する必要もある。希ガスは、麻酔作用を生じ、十分な濃度では有毒と考えられ得ることが知られている。
【０００７】
組織内の血液のような体液の潅流（パーフュージョン）の画像が要求されることもある。ＭＲ潅流作像は典型的には、ＭＲ活性の（磁気共鳴に対する活性を有している）造影剤のボーラス（丸薬）を作像セッション中に患者に注入することにより行われる。この造影剤は、血液のＴ１を短縮して、検出されたＭＲ信号を強める（例えば、Ｇｄ−ＤＴＰＡ）か、又は血液のＴ２を短縮して、検出された信号を弱める（例えば、酸化鉄粒子）ことができる。ボーラスが体内を通過するにつれて、ボーラスが作り出した強められた（又は弱められた）信号によって、潅流された組織で観測される信号の強度は増大する（又は減少する）が、潅流されていない組織では増大しない（又は減少しない）。観測された組織での信号の変化の程度を用いて、組織潅流の程度を決定することができる。
【０００８】
しかしながら、このアプローチの主な制限は、潅流の測定における誤差を回避するために、作像を速やかに行わなければならないことである。なぜなら、１回目の通過で組織に吸収されない造影剤は、この造影剤が引き続き潅流組織を通過するときに吸収されることが依然として可能だからである。このアプローチの更なる制限は、体内から造影剤が除去されるのに１日〜２日もかかる可能性があるので、１回の作像セッション当たり１回の注入しか行えないことである。
【０００９】
現在、被検体の選択された部分の高品質画像を、電離放射線、造影剤の影響、動きによるアーティファクト及び非遮蔽の大型の高磁場作像マグネットが招く問題点を伴わずに取得するシステムが求められている。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
磁気共鳴（ＭＲ）活性の生体適合性物質が、小型の高磁場分極マグネットを通過して、分極し、縦磁化を獲得する。一実施例では、分極マグネットは、円筒形状を有していてもよく、物質は、この円筒の中心を通過して分極する。
もう１つの実施例では、分極マグネットはトロイド形状（ドーナツ形状）を有している。この形状は、マグネットによって発生される周辺磁場を最小にし、その結果、磁気遮蔽を殆ど又は全く用いずに、この分極マグネットを付近の磁気共鳴作像システムに比較的近接して配置することができる。
【００１１】
代替的な実施例では、分極マグネットを作像マグネットに一体化してもよい。これらのマグネットは、小型の高磁場ソレノイド式超伝導マグネット・コイルで構成され得る。超伝導マグネットの磁束の戻り経路は、２つの極構造を通過させられる。これらの極構造は、低磁場の磁気共鳴作像に適した低磁場を有する均一な領域を作り出す。
【００１２】
分極されるべき物質は、この物質の縦緩和時間Ｔ１の数倍の長さの時間にわたって分極マグネット内に留まらなければならない。
次いで、この分極した物質を、ガスの場合は吸入によって、又は液体の場合は挿入的（interventional）手段によって被検体内に速やかに導入する。
選択的な実施例では、物質の温度を下げて凍結した固体とすることにより、更なる分極を獲得する。固体が高度に分極したら、分極マグネットから取り出し、速やかに加熱して生理学的温度とし、高度に分極した液体又はガスにする。
【００１３】
ＭＲ画像は、静的な低磁場作像マグネットと連動するように調整された無線周波数コイル及び磁場勾配コイルで構成されているＭＲ作像システムを用いて、分極した物質から作成される。検出されるＭＲ信号の強度は、分極した物質の分極の程度によって決定されるのであって、作像マグネットの強さによって決定されるわけではないので、より高い磁場の超伝導マグネットの代わりに、作像用として低磁場の抵抗型作像磁石又は永久作像磁石を用いることができる。
【００１４】
更に他の実施例では、水素ガスを分極させた後に酸素と反応させて、分極水を生成する。適当なイオンを導入して、分極水が被検体内に安全に注入されるようにする。水及びイオンは又、適当な温度にされ、被検体内に注入されて、被検体の血管のＭＲアンジオグラムが生成される。
本発明は、従来の高磁場作像システムに比べて、遥かに少ない電力で作用すると共に、より簡単で、より低価格の静的作像マグネットを用いており、磁気遮蔽は殆ど又は全く用いていない。
【００１５】
【本発明の目的】
本発明の目的は、磁気共鳴を用いて、均一な高磁場作像マグネットを必要とせずに被検体の選択された部分を作像するシステムを提供することにある。
新規であると考えられる本発明の諸特徴は、特許請求の範囲に詳述してある。しかしながら、本発明自体は、その構成及び動作方法に関して、更なる目的及び利点と併せて、実施例の記載を図面と共に参照すれば最もよく理解することができる。
【００１６】
【実施例】
図１において、被検体１００は、支持テーブル１１０上に配置されていると共に、マグネット・ハウジング１２０に収納されているマグネット１２５によって発生された均一磁場内で位置決めされている。この実施例では、マグネット１２５及びマグネット・ハウジング１２０は、円筒対称性を有しており、被検体１００の位置を明らかにするためにその半分を切除して図示してある。被検体１００の関心領域は、マグネット１２５のボア（中孔）の近似的な中心に位置付けられている。被検体１００は、一組の円筒状磁場勾配コイル１３０で取り巻かれており、これらのコイルは、所定のＭＲパルス・シーケンスに応じた所定の強度の磁場勾配を所定の回数で作り出す。これについては後述する。勾配コイル１３０は、パルス状の磁場勾配を３つの相互に直交する方向に発生することができる。少なくとも１つの無線周波数（ＲＦ）コイル１４０（図１には１つのみを示す）も又、被検体１００の関心領域を取り巻いている。図１では、ＲＦコイル１４０は円筒形を有しており、その直径は被検体全体を取り囲むのに十分なものである。頭部又は肢部を作像するために特別に設計された、より小型の円筒のような他の形状を代替的な実施例として用いることもできる。又、表面コイルのような非円筒状のＲＦコイルを用いてもよい。ＲＦコイル１４０は、被検体１００内に無線周波数エネルギを所定の回数で、所定の周波数において十分な電力を用いて放射し、被検体１００の１群の核磁気スピン（以下、「スピン」と呼ぶ）を当業者に周知の方式で章動させるようにする。ＲＦコイル１４０は又、所望があれば、受信器としても作用し、章動によって励起されたＭＲ応答信号を検出することができる。
【００１７】
スピンは章動することにより、ラーモア周波数で共鳴する。各々のスピンのラーモア周波数は、スピンが経験した磁場の強度に正比例する。この磁場強度は、マグネット１２５によって発生された静磁場と、磁場勾配コイル１３０によって発生された局所的な磁場との合計となる。
被検体１００内に導入するのに適切な選択された生体適合性物質は先ず、分極マグネット２００を通過する。
【００１８】
分極マグネット２００は、均一性は比較的低いが実用的に可能な限り高い磁場を有して動作する超伝導マグネットである。磁場強度が１５テスラ又はそれ以上に達するような設計が可能である。所望があれば、このマグネットを実質的に遮蔽して、迷走磁場が周囲環境を擾乱するのを防止することができる。この遮蔽を行うには、内部の主コイルを取り巻いている能動的な相殺コイルを用いればよい。分極マグネット２００は高度に均一である必要はないので、又、その寸法が小さいため、分極マグネット２００は、既存のＭＲ作像マグネットよりもかなり低価格であるべきである。分極マグネットは、その最も単純な実施例では円筒形を有しており、物質は、その長さを貫いて通過して分極する。
【００１９】
又、分極される物質は、この液体のＴ１の５倍を上回る時間にわたって分極マグネット２００内に留まり、完全に磁化されなければならない。
高度に分極した物質が液体であるならば、次いで、この液体を、カテーテルのような侵入型の装置１５０ａを介して被検体１００内に注入し、血管を作像することができる。
【００２０】
分極した物質が気体であるならば、この気体を、体内腔に注入してもよいし、呼吸管１５０ｂを介して被検体１００に吸入させてもよい。次いで、この分極した物質を用いて、呼吸器系のような体内腔の画像を生成する。
一旦、液体が分極マグネット２００を離れたら、液体は、そのＴ１に等しい時間定数と共に磁化を失い始める。従って、この液体を被検体１００に可能な限り速やかに送達することが望ましい。これを実現するためには、カテーテル１５０ａ又は呼吸管１５０ｂの長さを最短にすると共に流速を最大にすればよい。
【００２１】
分極して被検体１００内に導入される物質は、作像されるべき予定の患者の部分に送達される磁化の量を最大にするために、可能な限り長くなるように選択されたＴ１を有していなければならない。注入に液体を用いるならば、液体の選択は、
１）生理塩水溶液、
２）血漿、
３）組織に酸素を運搬することのできるフッ化炭化水素のような血液代替物、
４）ドナーからの若しくは患者から予め採取した全血若しくは血漿、又は
５）患者から再循環される血液から為され得る。この中には分極前の冷凍に適さないものもある。
【００２２】
本発明のもう１つの実施例では、図１の分極マグネット２００と作像マグネット１２５とが、図２に示すように結合されている。一体型の分極兼作像マグネット３００は、円筒状の極構造３０２及び３０４に装着された円筒状の極表面３０１及び３０３を有しており、極構造３０２及び３０４の各々は、分極マグネット３１０からの戻り磁束を受け取ると共に実質的に均一な磁場を被検体１００に交差して作り出している。被検体１００は、被検体１００の関心領域が極表面３０１及び３０３の近似的な中心の間に配置されるように位置決めされている。被検体１００は、一組の磁場勾配コイル３３０の内部に配置されている。図２では、勾配コイル３３０及びＲＦコイル３４０は、平面形を有している。頭部又は肢部を作像するために特別に設計された、より小型の円筒のような他の形状を代替的な実施例として用いることもできる。又、非対称のＲＦコイルを用いてもよい。
【００２３】
図３は分極マグネット２００のもう１つの実施例の断面図を示しており、ここでは、分極マグネット２００はトロイド形状を有している。トロイド状分極マグネット２００は、円筒状の外側ケース２０３で構成されている（但し、その他の形状も可能である）。外側ケース２０３は真空室２０４を囲っており、この内部には液体窒素クライオスタット（低温保持装置）２０５が吊り下げられている。液体窒素クライオスタット２０５は、外側の輻射遮蔽体２０６を取り巻いており、次にこの遮蔽体２０６は、ヘリウム・クライオスタット２０７を取り巻いており、この中にトロイド状分極マグネット２００の超伝導巻き線が配置されている。外側の輻射遮蔽体２０６及びヘリウム・クライオスタット２０７は各々、真空に取り巻かれて、クライオスタット内への熱伝導を最小にしている。
【００２４】
極低温ガス、電力及び監視用リード線が、スタック（立て筒）２１０を通って外側ケース内に導入されている。所望があれば、追加のスタック２１０を用いて、極低温ガス、電力及び／又は監視用リード線に対して付加的な又は代替的な出入口を提供することができる。
分極される物質は、出入口２０２を通ってトロイド状分極マグネット２００内に導入される。出入口２０２は、磁場を内包している室温のマグネット・ボア２０９に対して室温の経路を提供している。室温のマグネット・ボア２０９からヘリウム・クライオスタット２０７内への熱伝導は、内側の輻射遮蔽体２０８によって最小限に抑えられており、これは従来のＭＲ作像システムの主マグネットと共通である。
【００２５】
このマグネットは、トロイド形状であるので、十分に遮蔽されており、追加の遮蔽は必要ない。このトロイド形状は又、トロイド状分極マグネット２００の内部に比較的均一な磁場を作り出す。
本発明のもう１つの実施例では、液体形態の分極した物質を用いて潅流画像を作成することができる。一連のＭＲ画像を、分極した液体を用いないで被検体１００から収集する。
【００２６】
次いで、分極した液体を被検体１００の組織内に注入することができる。そして、分極した液体を用いて一連の画像を収集する。図４は、分極した液体を用いた場合に期待されるＭＲ信号の時間変化２９０ａと、分極した液体を用いない場合に期待される時間変化２９０ｂとを示している。図４では、分極した液体の注入は、時刻ＴA に開始して、時刻ＴB に終了している。注入を行っていない場合（又は、人体の他部に存在しているものと同じ程度の分極を有している液体を注入した場合）、信号変化は全く観測されない。分極を有していない液体を注入するのも可能であることを銘記されたい。この場合、ＴA とＴB との間隔におけるＭＲ信号は弱められる。潅流画像は、分極した液体流の存在下で収集されたＭＲ画像データと非在下で収集されたＭＲ画像データとを数学的に結合することにより作成される。このような数学的操作は、単純であって、２つの収集画像の間のピクセルごとの差を取って差画像を算出し、潅流画像における対応ピクセルの各々のピクセル値を得るのである。
【００２７】
本発明の１つの有用な側面は、ＭＲ信号の増強の程度が、１回目に組織を通過した液体によってのみ決定されることである。その理由は、分極マグネット２００によって作り出された高度の分極は、半減期Ｔ１と共にこの液体から失われるからである。その結果、数秒以下のＴ１を有している液体については、分極マグネット２００によって誘起された高分極は、この液体が被検体の血管系を１回目に通過し終わる時刻までに消失する。１回目の通過のみでのＭＲ信号強度の変化を用いて作成された潅流画像によって、組織潅流について、より信頼性の高い評価を下すことができる。
【００２８】
本発明では、分極した液体の温度を低下させることにより、更なる分極を選択的に獲得する。更なる分極の量（従って、ＭＲ信号）は、以下のボルツマン方程式から導くことができる。
ｎe ／ｎ0 ＝ｅｘｐ｛−（Ｅe −Ｅ0 ）／ｋＴ｝            （１）
ここで、ｎe は励起状態にあるスピンの数、ｎ0 は基底状態にあるスピンの数、Ｅe は励起状態のエネルギ、Ｅ0 は基底状態のエネルギ、ｋはボルツマン定数及びＴはスピンの温度である。静磁場が強まるにつれて、励起状態のエネルギＥe が増大することを銘記しておくと有用である。その結果、励起状態にあるスピンの数ｎe の基底状態にあるスピンの数ｎ0 に対する比が減少する。スピンの集合の分極は、励起状態にあるスピンの数と基底状態にあるスピンの数との差に正比例するので、静磁場が強まれば、分極も大きくなり、従ってしばしば望ましい。方程式（１）において、温度Ｔが低下するにつれて、スピンの分極が増大することを銘記しておくのも有用である。その結果、低温で分極したスピンの集合は、より強度の分極を達成する。
【００２９】
ＭＲ信号Ｓの強度を決定するのは、基底状態にあるスピンの数と励起状態にあるスピンの数との差であるので、方程式（１）を以下のように再定式化すると有用である。
Ｓ＝Ｃ（ｎ0 −ｎe ）                                    （２）
Ｓ＝Ｃ｛ｎ0 ｛１−ｅｘｐ｛−（Ｅe −Ｅ0 ）／ｋＴ｝｝｝  （３）
ここで、Ｃは比例定数である。
【００３０】
方程式（３）を用いて、スピンの温度Ｔの変化に応じて期待される信号強度の変化を算出することができる。例えば、スピンの温度が室温から４°Ｋに低下すると、式（３）から信号が６６．５倍増大することが予測される。
選択により、図１及び図５に示すように、分極した物質は先ず、極低温冷凍機１５２ａ及びペレット形成器１５２ｂを通過することができ、極低温冷凍機１５２ａ及びペレット形成器１５２ｂが、ＭＲ活性の液体を凍結ペレットに変換する。次いで、これらのペレットは、マグネット巻き線１５５ａを有している分極マグネット２００へ移送され、ここで高度に分極する。ペレットを分極マグネット２００へ移送するには、自動式機械的手段１５６によってもよいし、又は隔離容器に入れて手動で運んでもよい。
【００３１】
固体は指数関数的に完全な磁化に近付き、固体のＴ１の５倍よりも長い時間分極マグネット２００内に固体を配置することにより、最大値で９９％を上回る磁化が達成され得る。固体のＴ１は、低温では比較的長くなる傾向にあることを銘記されたい。
一旦、物体を分極マグネット２００から取り出すと、この物体は、時間定数Ｔ１と共に磁化を失い始める。凍結ペレットのＴ１は長くなる傾向にあるので、この凍結ペレットを比較的ゆっくりと移動させることもできるし、選択された時間にわたって貯蔵器に配置しておくことすらできる。但し、液体が室温に近付くにつれて、Ｔ１は短縮するので、分極した液体を生理学的調節器１５３に移送した後に被検体１００内に移送するのは可能な限り速やかでなければならない。
【００３２】
図５において、生理学的調節器１５３は加熱器１５３ａを含んでおり、加熱器１５３ａは、高度に分極した固体の温度を速やかに高めて、被検体１００に生理学的に適合する高度に分極した液体を形成する。この高度に分極した液体は、ポンプ１５３ｂを通ってカテーテル１５０ａに送られる。
分極したペレットの移送は、第２の自動式機械的手段１５７によるか又は手動で行われ得る。
【００３３】
もう１つの実施例では、加熱器１５３ａは、分極した物質の温度を更に高い温度に高めて、分極したガスを作り出すことができる。ユニット１５３ｂを気化器に置き換えて、この気化器が、分極したガス、（必要ならば）水蒸気、及びその他の物質の量を調節して混合し、被検体１００によって安全に吸入され得る蒸気にする。
【００３４】
本発明の一実施例では、分極される凍結液体のペレットが製造されている。他の実施例では、液体を冷凍して棒形にし、この棒を、押し出した後に分極マグネット２００を経由して生理学的調節器１５３に送ることができる。更に他の実施例では、極低温ペレット形成手段１５２、分極マグネット２００及び生理学的調節器１５３を単一の装置として結合することができる。
【００３５】
図６に示すような更にもう１つの実施例では、水素ガス、又は生体適合性物質を生成することのできるその他のＭＲ活性の物質を用いて、被検体１００内に導入するのに適した高度に分極した液体を生成している。
水素ガス・タンク３５１ａからの分極していない水素ガスは、極低温室３５２（図６に図示されている）を通過し、ここで液化される。極低温室３５２は、分極マグネット２００内に位置しており、ここで水素分子の核が高度に分極化される。
【００３６】
極低温室３５２は、冷凍機部３５２ａと、分極室３５５ｂと、加温部３５２ｂとで構成されている。極低温室３５２は、マグネット巻き線３５５ａで取り巻かれている。水素に対する極低温室３５２の正味の効果は、分極マグネット２００の分極磁場内で選択された時間にわたり極低温で水素を分極させることにある。
水素の分極が所望の水準に達したら、水素を分極マグネット２００から取り出して（できればポンプ３５７によって）、生理学的調節器３５３に配置することができる。
【００３７】
生理学的調節器３５３は化学反応手段３５３ｂを含んでおり、化学反応手段３５３ｂは、分極した水素と、酸素供給タンク３５１ｂからの酸素とを化合させる。化学反応手段３５３ｂは、燃焼室又は燃料セルで構成され得る。化学反応手段３５３ｂにおいて、流入する分極した水素及び／又は作り出された水は、加熱器３５３ａによって加熱され、加熱器３５３ａは、高度に分極した水の温度を速やかに高めて、被検体１００に対して生理学的に適合性のある高度に分極した液体を形成する。
【００３８】
分極水を液体形態で導入する予定ならば、塩水製造手段３５３ｃ内で塩を加えて、高度に分極した液体の被検体１００に対する生理学的適合性を高める。生理学的適合性を有する高度に分極した液体は、ポンプ３５３ｄを経由してカテーテル１５０ａに送られる。
又、分極水を、蒸気として又は噴霧されたミストとして患者に導入してもよい。分極水を、先ず適当な温度に調節してから、安全に吸入されるように適当な量のガスと混合すべきである。
【００３９】
本発明は、液体状態にある極低温の水素の形成を開示しているが、他の実施例では、水素を更に冷却して固体を形成し、次いでこの固体を図１の機械的手段１５７によるか又は手動で、分極マグネット２００を経由して生理学的調節器３５３に送ることができる。更に他の実施例では、極低温室３５２、分極マグネット２００及び生理学的調節器３５３を単一の装置として結合することができる。
【００４０】
本作像システムは、従来のＭＲ作像システムと同一の要素を多数有している。図１の主作像マグネット１２５（これは又、図２の一体型マグネット３００の作像部でもあり得る）による静磁場は、比較的低いものであっても（例えば、０．１テスラ）、アンジオグラフィ画像に寄与する「静的な」組織及び望ましくない血液プールからの信号を弱めることができる。冗長性を少なくするために、図７の説明には図１に関する参照番号を付すが、図１との関連で記載されたものの代わりに図２の均等構造を用い得ることを理解することが重要である。
【００４１】
大型の高磁場主マグネットの代わりに、小型の高磁場分極マグネット２００と大型の低磁場主マグネットとを用いれば、システムの経費を削減することができる。
図７に示すＭＲシステムのＲＦ送信器９３０及びＲＦ受信器９４０は、低磁場マグネットと適合しており、作像マグネット１２５の強度に対応するラーモア周波数（例えば、０．１テスラの磁場内で４．２６ＭＨｚ）において動作する。
【００４２】
これらは、従来のＭＲ作像装置のＲＦサブシステムと同じ機能を果たす。しかしながら、ラーモア周波数が非常に低いので、このラーモア周波数に匹敵する共鳴周波数を有しているＲＦコイル設計１４０ａ及び１４０ｂ（又は単一型の送受信コイル１４０）が必要である。このような低周波数においては、ＲＦ送信電力は極く僅かしか要求されず、これが本発明の更なる利点となっている。
【００４３】
代替的な実施例では、作像マグネット１２５は、増幅器９１０と類似した増幅器によって駆動される電磁式のものでもよい。このようなシステムは、典型的には３０ガウス（ラーモア周波数＝１２８ｋＨｚ）のパルス状均一磁場を作り出すことができなければならない。遮蔽型勾配コイル設計は、パルス状の勾配磁場によってマグネット構造１２０内に誘起された渦電流の望ましくない効果を抑えるためのものであるが、この遮蔽型勾配コイル設計は、低磁場作像マグネットを用いている本発明では必要でなくなる（但し、このような設計は、付近の設備に対する障害を防止するには依然として望ましいことがある。）。
【００４４】
コントローラ９００は、磁場勾配増幅器９１０に対して制御信号を供給する。これらの増幅器は、磁場勾配コイルを駆動する。勾配コイルは、３つの相互に直交する方向に磁場勾配を発生することができる。
コントローラ９００が信号を発生し、これらの信号がＲＦ送信器９３０に供給されると、１つ又は複数の所定の周波数において、作像マグネットのボア内に位置しているＲＦコイル１４０ａの内側の選択されたスピンを章動させるのに適した電力を用いてＲＦパルスが発生される。分離型のＲＦ送信コイル１４０ａ及びＲＦ受信コイル１４０ｂの代わりに、単一型のＲＦ送受信コイル１４０を用いることもできる。
【００４５】
ＭＲ応答信号は、受信器９４０に接続されているＲＦコイル１４０ｂによって検知される。被検体１００内に導入されつつある分極した物質は、分極マグネット２００を通過してきているので、分極した物質の共鳴した核、即ち「スピン」は、低磁場マグネット１２５にさらされただけのスピンよりも有意に大きな縦方向磁化ＭL を獲得している。その結果、ＲＦパルスで章動されると、分極マグネット２００を通過してきたスピンは、より大きな横方向磁化ＭT を示し、その結果、遥かに大きなＭＲ応答信号を生成する。受信器９４０は、これらのＭＲ応答信号を、増幅し、復調し、濾波すると共にディジタル化することにより処理する。コントローラ９００は又、受信器９４０からの信号を収集して、これらの信号を計算手段９５０に伝送し、そこでこれらの信号は処理される。計算手段９５０は、コントローラ９００から受信した信号にフーリエ変換を施して、ＭＲ画像を作成する。計算手段９５０によって作成された画像は、画像表示手段１８０上に表示される。
【００４６】
被検体１００からの信号の信号対雑音比及びコントラストは、０．１テスラの作像マグネットを１０．０テスラの分極マグネット及び４°Ｋで動作している極低温ペレット形成器と併用している本発明の一実施例について評価することができる。分極マグネット２００を通過しなかった場合のＭＲ応答信号又は被検体１００内の「スピン」は、０．１Ｔの磁場を経験したものである。しかしながら、１０Ｔの分極マグネットを通過したスピンは、１００倍強い分極を有する。４°Ｋで分極したペレットは、更に６６．５倍の分極を有する。従って、分極した「スピン」と分極していない「スピン」との間のＭＲ信号の差、即ちコントラストは、６，６５０倍になる。強化された分極手段を何ら用いていない従来の作像システムでは、血管と周囲組織との信号強度の比は約１であり、２を超えることは稀であることを銘記されたい。
【００４７】
又、図７に概略図示したＭＲシステムを用いて、当業者に周知の方式で従来のＭＲ画像を発生することもできる。受信されるＭＲ応答信号は、送信器が用いているものと同じＲＦコイルを用いて、又は送信器が駆動しているコイルとは独立の表面コイルを用いて検出される。
新規なＭＲ作像システムに関する現状で好適な様々な実施例を本明細書で詳細に述べたが、当業者には今や、多くの改変及び変形が明らかとなっていることであろう。従って、特許請求の範囲は、本発明の要旨の範囲内にあるこのようなすべての改変及び変形を網羅するものと理解されたい。
【図面の簡単な説明】
【図１】磁気共鳴（ＭＲ）画像を被検体から取得している動作中の本発明の第１の実施例の遠近図である。
【図２】一体型分極兼作像マグネットを用いて、ＭＲ画像を被検体から取得している動作中の本発明の第２の実施例の遠近図である。
【図３】トロイド形状を有している分極マグネットの断面遠近図である。
【図４】分極した液体を注入した場合及び注入しない場合に検出される被検体の選択された部分からのＭＲ信号の時間変化のグラフである。
【図５】物質を冷凍し、分極させた後に、被検体内に導入するように準備される本発明の一実施例の模式図である。
【図６】水素を冷却して低温にし、分極させた後に、酸素と結合させて被検体への注入に適した溶液を生成する分極手段の一実施例の模式図である。
【図７】本発明による被検体の一部のＭＲ作像に適したＭＲ作像システムを単純化したブロック図である。
【符号の説明】
１００  被検体
１１０  支持テーブル
１２０  マグネット・ハウジング
１２５  作像マグネット
１３０、３３０  磁場勾配コイル
１４０、１４０ａ、１４０ｂ、３４０  ＲＦコイル
１５０ａ  カテーテル
１５０ｂ  呼吸管
１５１  ＭＲ活性の物質
１５２  極低温ペレット形成手段
１５２ａ  極低温冷凍機
１５２ｂ  ペレット形成器
１５３、３５３  生理学的調節器
１５３ａ、３５３ａ  加熱器
１５３ｂ  ポンプ又は気化器
１５５ａ、３５５ａ  マグネット巻き線
１５６、１５７  移送手段
１８０  画像表示手段
２００、３１０  分極マグネット
２０２  出入口
２０３  外側ケース
２０４  真空室
２０５  液体窒素クライオスタット
２０６  外側の輻射遮蔽体
２０７  ヘリウム・クライオスタット
２０８  内側の輻射遮蔽体
２０９  マグネット・ボア
２１０  スタック
２９０ａ  ＭＲ信号の時間変化（分極液体を用いた場合）
２９０ｂ  ＭＲ信号の時間変化（分極液体を用いない場合）
３００  一体型分極兼作像マグネット
３０１、３０３  極表面
３０２、３０４  極構造
３０５、３０７  連結構造
３５１ａ  水素ガス・タンク
３５１ｂ  酸素供給タンク
３５２  極低温室
３５２ａ  冷凍機部
３５２ｂ  加温部
３５３ｂ  化学反応手段
３５３ｃ  塩水製造器
３５３ｄ、３５７  ポンプ
３５５ｂ  分極室
９００  コントローラ
９１０  勾配増幅器
９３０  ＲＦ送信器
９４０  ＲＦ受信器
９５０  計算手段
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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