(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
無線周波数（RF）搬送信号を供給する無線周波数発生器（10）と、共鳴器内に含まれる水様試料中の電子を共鳴させるのに適した大きさの周波数であって、かつ前記水様試料により大きく吸収されることのない周波数である、500MHz以下の選択したRF周波数において共鳴する励起信号を受信するための共鳴器（170）とを有した電子常磁性共鳴システムにおいて、
RF搬送信号パルスを形成するために、前記RF搬送信号を受信するように結合された入力を有するパルス形成手段（20、30、40）と、
前記RF搬送周波数パルスを周波数変調して、所定の帯域幅を有する広帯域パルスを形成するために前記RF搬送信号パルスを受信するように結合された周波数変調手段（50）と、
前記広帯域パルスを受信し、前記広帯域パルスを圧縮して、時間遅延が短く、帯域幅が前記広帯域パルスとほぼ同じである圧縮された広帯域パルスを形成するパルス圧縮手段（60）と、
前記水様試料が前記圧縮パルスによって励起されるように、前記圧縮パルスを前記共鳴器に結合する手段（160）とを含むシステム。
【請求項２】
前記パルス形成手段が、
前記RF搬送信号パルスを受信するように結合されたRF減衰器（20）および位相シフタ（30）と、
前記RF搬送信号パルスを開始させ、終了させるスイッチ（40）とを含む請求の範囲第１項に記載のシステム。
【請求項３】
前記周波数変調手段（50）とパルス圧縮手段（60）が表面音波遅延線である請求の範囲第１項に記載のシステム。
【請求項４】
前記共鳴器（170）が、
ほぼ円筒形の共鳴器胴体（600）と、
前記共鳴器が所望のRF共鳴周波数に同調するよう、前記共鳴器胴体からの間隔が調整された導電キャップ（610）とを含む請求の範囲第１項に記載のシステム。
【請求項５】
さらに、
前記RF搬送信号を受信するように結合され、複数の並列経路（14）を含み、各並列経路に沿って、選択したタイミングと位相の関係を有する別個の圧縮された励起パルスを発生させるパルス発生網（12）を含み、
前記結合手段（160）が、前記水様試料が前記圧縮された励起パルスによって励起されるように、前記別個の圧縮された励起パルスを前記共鳴器（170）に結合し、
前記並列経路がそれぞれ、
直列に接続されたパルス形成手段（20、30、40）と、周波数変調手段（50）と、パルス圧縮手段（60）とを含む請求の範囲第１項に記載のシステム。
【請求項６】
さらに、前記並列経路が、
前記RF搬送信号を受信するように結合されたRF減衰器（20）および位相シフタ（30）と、
前記RF搬送信号パルスを開始させ、終了させるスイッチ（40）とを含む請求の範囲第５項に記載のシステム。
【請求項７】
前記周波数変調手段（50）とパルス圧縮手段（60）が表面音波遅延線である請求の範囲第５項に記載のシステム。
【請求項８】
前記共鳴器が、
ほぼ円筒形の共鳴器胴体（600）と、
前記共鳴器が所望のRF共鳴周波数に同調するよう、前記共鳴器胴体からの間隔が調整された導電キャップ（610）とを含む請求の範囲第５項に記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
発明の背景
電子常磁性共鳴（EPR）分光法および撮像法は、生体（水様）組織の研究にますます応用されつつある。新しい非侵襲性診断手段を開発する胸躍る可能性が、EPR技法の興味を刺激した。
生体組織の１つの特性は、水様媒体中の誘電効果のために約500MHz以上の電磁放射の吸収が大きいことがある。したがって、無線周波数（500MHz以下）で常磁性システムの研究用の計装を開発する試みに全力が注がれてきた。NMR分光法および撮像法において通常使用される多数のループ間隙型、鳥かご型およびその他の種類の共鳴器は、定常波（CW）分光法および撮像法と、パルスRF  EPR分光法および撮像法の両方に直接使用できる。比較的Ｑが小さくフィリングファクタの大きいことが、時間領域の実験には好適である。
既存のRF  EPR撮像法では、CW技法を使用し、したがって励起信号は本来帯域幅の狭い信号である。しかしながら、EPR撮像法では、共鳴周波数が約100MHzの帯域幅にわたる不均一な内部磁界を必要とする。フーリエ分析から周知であるように、300MHzの搬送周波数は、100MHzをカバーするために10n秒のパルス包絡線を必要とする。しかしながら、共鳴可能パルス持続時間が最短のRF分光法では、約25n秒であり、したがってパルスの立上り時間の制限およびダイオードのスイッチングのために、周波数の広がりはわずか約40MHzである。時間領域において平均して非常に速い信号を実行するためには、持続時間の短いパルスも必要である。
発明の概要
本発明は、生体組織内でEPRを励起するための励起放射を提供する改善されたシステムである。RF搬送信号パルスを発生させ、周波数変調ユニットに供給して、帯域幅の大きい広帯域パルスを発生させる。広帯域パルスは、振幅が大きく持続時間の短い広帯域圧縮パルスを発生させるために、パルス圧縮ユニットに供給される。この広帯域パルスは、試料内でEPRを励起するために共鳴器に供給される。搬送周波数は、生体試料内の吸収が小さくなるように選択される。そのような機械は、人体内の遊離基核種に対して高感度の臨床撮像装置の基礎となる。
本発明の他の様態によれば、パルス発生網は、それぞれ直列に接続された周波数変調ユニットおよび整合フィルタ・パルス圧縮ユニットを含む複数の並列経路を含む。パルス発生網は、RF搬送信号を受け取るように結合された入力部と共鳴器に結合された出力部とを有する。
本発明の他の様態によれば、共鳴器は、円筒形共鳴器胴体および胴体から調整可能な間隔で分離された導電キャップを含む。共鳴無線周波数は、胴体とキャップの間の空間を調整することによって選択される。
本発明の他の利点および特徴は、以下の詳細な説明および添付の図面から明らかとなろう。
【図面の簡単な説明】
第１図は、RF発生システムのブロック図である。
第2A図ないし第2D図は、FMパルス圧縮の原理を示す一連のグラフである。
第３図は、共鳴器のブロック図である。
第４図は、磁気コイルの概略図である。
発明の好ましい実施形態
第１図は、本発明の好ましい実施形態のブロック図である。第１図では、周波数発生器10がパルス発生構造12に結合されている。パルス発生構造12は、１組の並列経路14によって形成されている。各並列経路は、RF減衰器20、位相シフタ30、２ピン式スイッチ40、チャープ・アップ変換器50、およびチャープ・ダウン変換器60によって形成される。RF電力増幅器70は、その入力がパルス発生構造の出力に結合され、その出力がタイミング入力を含む出力RFブロッキング回路80に結合されている。
RFサーキュレータ160は、出力RFブロッキング回路80の出力、共鳴器170、および入力RFブロッキング回路180に結合されたポートを有する。
出力RFブロッキング回路80の出力は、RFプリアンプ190および200を介して、直交ミキサ220の信号入力に結合される。周波数発生器10の出力は、RF減衰器240、位相シフタ260、および基準ゲート280を介して、直交ミキサ220の基準入力に結合される。
直交ミキサ220の出力ＩおよびＱは、低域通過フィルタ300および302を介して、サンプラー・アベレージャ320に結合される。コンピュータ330は、サンプラー・アベレージャ320の出力を受信し、信号処理機能を実行する。
次に、第１図に示される実施形態の動作について説明する。周波数発生器10によって約300MHzの搬送信号を発生し、パルス発生網12の入力に供給する。特定の並列経路14について、RF減衰器20および位相シフタ30が搬送信号の振幅および位相を所望の値に調節する。スイッチ40は、直列に接続されたアップ・チャープ変換器50およびダウン・チャープ変換器50の入力に搬送周波数パルスを出力するように制御される。
線形FMパルス圧縮の原理は、レーダの応用分野において周知であり、M.I.Skolnik著、Introduction  to  Radar  Systems、第２版、マグローヒル（1980）のP422〜426に記載されている。これらの原理が第2A図ないし第2D図に示されている。持続時間Ｔの搬送信号のパルス400は、幅Ｂの線形周波数ランプ420（f1〜f2）によって変調される。時間領域内のアップ・チャープ・パルス430の形状が第2C図に示されている。このパルスは、可聴パルスの周波数を大きくすると小動物の鳴き声のように聞こえるので、チャープと呼ばれる。
アップ・チャープ・パルス430は、フィルタを通る速度伝搬が周波数に比例するように設計されたパルス圧縮フィルタに通され、第2D図に示す圧縮パルス440を形成する。エネルギー変換によって、圧縮パルス440の振幅は増大し、周波数の全範囲Ｂをカバーするようになる。さらに、時間領域内のパルスの幅は、Ｂを増大させると減少する。
第１図を再度参照すると、アップ・チャープ変換器50およびダウン・チャープ変換器60はそれぞれ、第2B図および第2D図に示す線形周波数変調機能およびパルス圧縮機能を実行する。上述の文献に記載されているように、レーダ・システムでは、一般に、送信機の利得限界のために、圧縮されていない周波数変調された搬送信号パルスが伝送され、反射された受信信号は、パルス圧縮のために処理されて、信号対雑音比が改善され、距離分解能が向上する。
本システムでは、共鳴器に伝送される信号発生網の出力は、第2D図に示す圧縮パルス440である。このパルスを利用して、広帯域励起を行い、かつ時間分解能を改善する。これは、圧縮パルスの異なる周波数要素の位相シフトが一定になるので特に重要である。
好ましい実施形態では、アップ・チャープ変換器50およびダウン・チャープ変換器60は、表面音波（SAW）遅延線として実現される。これらの装置は、周知であり、それらの特性は、上述の文献に記載されている。
共鳴器170の出力信号は、周知の標準的な技法を利用した直交ミキサで検出される。
信号発生網12内の各種の並列経路14では、正確な時間位相関係を有する圧縮励起パルスの発生が可能である。例えば、スピン・エコー効果を観測するのに必要な２つのカー・パーセル・パルス間の正確な関係を独立に発生させることは実現不可能である。さらに、高度に正確な直交検出では、位相関係の不正確さを補償するために１組のシクロプス・パルスが必要である。パルス発生網の各種の並列経路では、パルス発生網12の入力で受信される単一の搬送周波数信号から、１組のカー・パーセル・パルスまたはシクロプス・シーケンス内のパルスを、並列経路14上に発生させることができる。
第３図は、本発明の好ましい実施形態において使用される改良された鳥かご型共鳴器600を示す。第３図では、共鳴を達成するのに使用される標準的な装置に組み込まれているランプ容量要素の代わりに、導電キャップ610が使用されている。共鳴器600とキャップ610の間の空間は、共鳴器が所望の共鳴周波数に同調するまで、自動的に調整できる。
この改良された鳥かご型設計には、標準的なEPR共鳴器設計よりも優れた以下の利点がある。
1.TM10モードにおいてほぼ均一な内部磁界が得られる。
2.磁界の方向が縦方向の直流静磁界に適合するように横方向である。
3.共鳴器は、現場での放射化学用の光源およびレーザを容易に利用できるように設計されている。
第４図は、本発明の好ましい実施形態において使用される磁気コイルの設計を示す。第４図では、１組のコイルを使用して、ｘ、ｙ、ｚ方向に磁界のｚ成分の勾配を発生させ、またｚ方向に均一な磁界を発生させる。
第４図では、ヘルムホルツ・コイル対700がｚ方向に均一な直流磁界を発生する。マクスウェル・コイル対710と712は、ｚ方向に勾配磁界を発生させ、２組のゴレー・サドル・コイル714と716は、ｘ方向およびｚ方向にｚ成分の勾配磁界を発生する。
勾配コイルは、磁気共鳴撮像装置に使用されるコイルと同じものであるが、EPR撮像に必要な大きい磁界勾配（100G/cm）を発生させるために、かなり大きい電流を伝える。第４図のコイル設計の独自の様態は、ｚ方向の均一磁界が勾配磁界と同じ強度を有することである。反対に、NMR撮像システムでは、ｚ方向の均一磁界は、勾配磁界よりもはるかに大きい。
この小さい均一磁界は、EPR撮像装置の動作周波数を、RF搬送信号が吸収による大きい損失なしに生体（水様）繊維に浸透できるほど十分小さく（約300MHz）保つのに必要である。一般的なEPRスペクトルの線幅の場合、十分な空間分解能（約1mm）を得るためには、大きい勾配磁界が必要である。均一磁界を小さくするには、均一磁界の空間の均一度がNMRイメージングの場合よりもはるかに小さいことが必要である。したがって、均一磁界を発生するには、簡単なヘルムホルツ対で十分である。
第４図に示すように、各コイルは、それ自体の電源を有する。勾配コイルには、大電流が流れ、熱放散のために水冷が必要である。電源は、コンピュータ330によって制御される。
本発明について好ましい実施形態を参照して説明した。当業者には、修正および置換例は明らかであろう。例えば、アップ・チャープ変換器およびダウン・チャープ変換器は、SAW遅延線によって実施したが、これらの変換器は、当分野において周知の他のデジタル技法およびアナログ技法を使用しても実施できる。同様に、搬送周波数パルスを提供する別のシステムが周知である。したがって、添付の請求の範囲に示されている以外は、本発明を制限するものではない。
【図２Ａ】
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【図２Ｂ】
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【図２Ｃ】
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【図２Ｄ】
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【図１】
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【図３】
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【図４】
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