(57)【要約】【課題】  測定対象への高周波照射によって検出された検出信号に含まれる減衰成分を補正することができる核磁気共鳴装置に適用される測定信号処理装置及びこの測定装置を備えた核磁気共鳴装置並びに核磁気イメージング装置を提供するにある。【解決手段】  測定対象物、トレーサーの種類及び流れの種類に基づき、実測に基づいた或いはモデルによって推定された流入関数及び流出関数を決定して測定対象物の部位における磁縦磁化強度の変化を表現した漸化式からcosθ減衰の影響を補正する為の行列を演繹し、その行列を用いて測定信号に含まれるcosθ減衰補正を実現する測定信号処理装置である。行列は、測定信号処理装置に入力される流入関数及び流出関数を決定するパラメータによって選択され、この測定信号処理装置に入力される検出信号が行列式を利用して補正される。【選択図】      図１
2006296864.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
測定対象に連続的にトレーサーが含有された流体が流入する測定対象部位から検出された核磁気共鳴信号が入力される入力部と、
前記測定対象部位、前記トレーサーの種類及び前記流体の種類に依存する流入関数及び流出関数を実測或いはモデル推定により指定する関数指定部と、
前記流入関数及び流出関数の影響を考慮した前記測定対象部位における縦磁化強度の変化を表現した漸化式に基づき、フリップ角θを変数とするcosθ減衰を実質的に補正する補正行列を演繹する演算部と、
前記入力部からの前記核磁気共鳴信号を前記補正行列で補正して補正核磁気共鳴信号を出力する出力部と、
を具備することを特徴とする測定信号処理装置。
【請求項２】
測定対象に連続的にトレーサーが含有された流体が流入する測定対象部位から実測された核磁気共鳴信号が入力される入力部と、
前記測定対象部位、前記トレーサーの種類及び前記流体の種類に依存する流入関数及び流出関数を実測或いはモデル推定により指定する関数指定部と、
前記流入関数及び流出関数の影響を考慮した前記測定対象部位における縦磁化強度の変化を表現した漸化式に基づき、フリップ角θを変数とするcosθ減衰を実質的に補正する補正行列を演繹するとともに前記補正行列を利用して測定されると推測される核磁気共鳴信号を求め、この推測核磁気共鳴信号と実測された核磁気共鳴信号とを比較して前記流入関数及び流出関数の変数を決定して補正行列を特定する演算部と、
前記入力部からの前記核磁気共鳴信号を前記特定された補正行列で補正して補正核磁気共鳴信号を出力する出力部と、
を具備することを特徴とする測定信号処理装置。
【請求項３】
前記測定対象部位が生物の臓器であり、連続的に流入する成分が組織血流量であり、流出過程の時間変化が時定数τで減衰する指数関数と表現できるとするトレーサーをプロトンとすることを特徴とする請求項1又は請求項２の測定信号処理装置。
【請求項４】
前記測定対象が高偏極キセノンを肺に1呼吸だけ吸入させるボーラス吸入法或いは持続的に吸入することで、高偏極キセノンを組織内に溶解させることにより、トレーサーとしての高偏極キセノンを観察できるようにした生物の臓器であり、連続的に流入される成分が組織血流量であり、流出過程の時間変化が時定数τで減衰する指数関数と表現できることを特徴とする請求項1又は請求項２の測定信号処理装置。
【請求項５】
前記組織に溶解する前のキセノンガスの核磁気共鳴周波数を０ppmと定義した時、１９６±２ppmに観察される一番大きい信号成分が脳灰白質であり１９３±２ppmに観察される2番目に大きい信号成分が脳白質と考え脳灰白質、脳白質それぞれの脳循環パラメータを独立に演算することを特徴とする請求項４の測定信号処理装置。
【請求項６】
前記補正した核磁気共鳴信号の行列をＤ、前記検出した核磁気共鳴信号の行列Ｃi及び補正行列（I−P)とすると、Ｄ＝（Ｉ−Ｐ）Ｃiであって、前記補正行列（I−Ｐ)は、単位行列Ｉと行列Ｐの差分行列として表され、行列Ｐは、前記流入関数で特定される関数及び前記cosθの積に相当するｐで表されることを特徴とする請求項１の測定信号処理装置。
【請求項７】
前記流入関数及び流出関数を基にして推測される前記推測核磁気共鳴信号の行列をＤとし、測定されると推測される推測測定核磁気共鳴信号の行列をＣi及び補正行列を（I−Ｐ)とすると、Ｃi＝（Ｉ−Ｐ）-1Ｄであって、前記補正行列（I−Ｐ)は、単位行列Ｉと行列Ｐの差分行列として表され、行列Ｐは、前記流入関数で特定される関数及び前記cosθの積に相当するｐで表され、前記推測測定核磁気共鳴信号の行列Ｃiと前記実測された核磁気共鳴信号の誤差を最小にするように前記流入関数及び流出関数の変数を決定して補正行列を特定することを特徴とする請求項２の測定信号処理装置。
【請求項８】
前記測定対象部位に静磁場を印加する静磁場発生部と、
前記測定対象部位における注目原子の核種と上記静磁場の強度によって決まる核磁気共鳴周波数を有する高周波パルスを発生して前記前記測定対象部位に照射する高周波コイルと、
前記前記測定対象部位から上記高周波パルスに応じた前記核磁気共鳴信号を検出する検出部と、
を具備する核磁気共鳴装置であって、請求項１〜請求項７のいずれかに記載の前記核磁気共鳴信号を処理する測定信号処理装置を備えることを特徴とする核磁気共鳴装置。
【請求項９】
前記測定対象部位を特定するために前記測定対象部位に傾斜磁場を付与する傾斜磁場コイルと、
前記核磁気共鳴信号を処理して前記前記測定対象部位の内部情報をある空間分解能を有するボクセルからの信号変化として捉え、このボクセル内の信号強度の時間変化を信号処理して画像信号に変換する請求項１〜請求項７のいずれかに記載の測定信号処理装置を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、測定信号処理装置及び測定信号処理装置を備えた核磁気共鳴装置並びに核磁気イメージング装置に係り、特に、核磁気共鳴装置において、測定対象への高周波照射によって検出された検出信号に含まれる減衰成分を補正することができる測定信号処理装置及びこの測定装置を備えた核磁気共鳴装置並びに核磁気イメージング装置に関する。
【０００２】
この発明は、より詳細には、高周波照射が照射される測定対象にトレーサーの流出入を伴う連続的な流れがある測定系において、トレーサーの信号強度の時間変遷に基づいて目的変数を推定する場合に、その目的変数を正確に求めることを可能にするための信号減衰成分を容易に補正することができる補正処理部及びこの補正処理部を備えた装置に関する。ここで、トレーサーの流出入を伴う定常的流れの代表例としては、高偏極希ガス或いはスピン反転したプロトンのようなトレーサーを含む血液循環が挙げられる。血液循環のある生体の脳、肺、肝臓或いは腎臓等の臓器において、目的臓器において測定されるトレーサーからの信号強度の時間変遷に基づいて推定される組織血流量或いは血液量、酸素接種率、酸素消費量のような循環代謝パラメータ、組織内に溶解した核種の縦緩和時間等を正しく推定することに利用することができる。
【背景技術】
【０００３】
核磁気共鳴(Nuclear Magnetic Resonance)装置(以下、単にＮＭＲ装置と称する。)は、特許文献１、特許文献２、非特許文献１及び非特許文献２等に知られている。この核磁気共鳴装置においては、静磁場中に測定対象が配置され、この測定対象に高周波回転磁場を印加して検出コイルによって測定対象からの核磁気共鳴信号を検出している。即ち、核磁気共鳴装置においては、測定対象中の注目原子に静磁場を与えてこの静磁場に平行な（水平方向の）縦磁化成分が生じさせている。そして、この注目原子の核磁気共鳴周波数に一致する高周波回転磁場を注目原子に与えて縦磁化成分の一部若しくは全部を静磁場方向に垂直な成分である横磁化成分に移し、この横磁化成分を核磁気共鳴信号として観察している。高周波回転磁場が印加された後においては、横磁化成分と縦磁化成分とは、夫々時間進展するが、その時間進展は、注目原子の縦緩和時間(Ｔ1）と横緩和時間（Ｔ2）の２つの変数で特徴づけられ、これらの緩和時間は、原子が位置する環境に依存する変数となっている。
【０００４】
ＮＭＲ装置では、受信コイルが感度を有する領域全体からの核磁気共鳴信号の平均値を観察することになるため、一般的には、サンプル管に封入された溶液のように均一な測定対象（静的に閉じた系）に対して適用される。このような静的に閉じた系では、高周波印加による横磁化成分の発生及び核磁気共鳴信号の収集のタイミングを適切に制御することによって測定対象の縦緩和時間並びに横緩和時間を正確に推定することが可能となる。
【０００５】
このＮＭＲ装置に位置情報を得るための傾斜磁場を与えて人体等の被験体の内部情報をイメージとして非侵襲的に取得する磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging）装置（以下、単にＭＲＩ装置と称する）が知られている。ＭＲＩ装置では、任意の単位体積（ボクセル）に含まれる信号強度の時間変化を観察することが可能であり、人体等の被験体の受信コイルの感度領域内に緩和時間の分布がある場合には、その空間分布を計算により導出することが可能である。
【０００６】
ＮＭＲ装置において、それ自体が信号を発し、或いは、その周りに影響を与えることで本来持つ信号強度を減衰させるようなトレーサーとしての試薬を併用することがある。位置情報も同時に利用する場合が多いためトレーサーは、造影剤と称せられるが、本明細書内では、造影剤と称せられるものを含めて単にトレーサーと称する。このトレーサーには、特許文献１に開示されているように、磁性体を含有する造影剤、例えば、Ｇｄ−ＤＴＰＡのようなＧＤ−キレートがあり、このＧＤ−キレートにより、局所磁場に依存性を有するプロトン原子の横緩和時間（Ｔ２）を変化させ、その信号強度の時間変化から脳血流量を計測する手法（血流等の流れを伴う動的な系の計測する方法）が開発されている。また、偏極希ガスの偏極率を熱平衡状態の１万倍以上とする手法を用いて、キセノンガスを造影剤として用いる手法も考案されている。
【０００７】
陽電子断層撮像法(Positron Emission Tomography;  ＰＥＴ)或いは光電子断層撮像法(Single Photon Emission Tomogoraphy;  ＳＰＥＣＴ)においては、放射性プローブ原子における信号強度の時間的変遷から、脳、肺、心臓、肝臓、腎臓等の臓器における血流量、血液量、酸素摂取率、酸素消費量のような循環代謝パラメータを測定する手法がよく知られている。
【特許文献１】特表特許公報  2002-539880
【特許文献２】公開特許公報  平1-160540
【非特許文献１】Magnetic Resonance in Medicine 36,1996,pp340〜344
【非特許文献２】Magnetic Resonance in Medicine 51,2004,pp843〜847
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
ＮＭＲ装置においては、核磁気共鳴信号を観察するためには、必ず高周波回転磁場の印加により縦磁化を横磁化に移す必要がある。この磁化移動は、ある大きさをもった磁石が回転すると考えると現象がうまく説明できるが、この回転に伴い、縦磁化成分は、必ず減衰してしまい、この減衰量は、回転成分の縦磁化方向への投射として表現できることからcosθ減衰と呼ばれている。循環代謝パラメータ或いは縦緩和時間をトレーサーからの信号強度の時間変遷に基づき推定するためには、このcosθ減衰を補正する必要がある。
【０００９】
このcosθ減衰を補正する手法として、測定信号値からcosθを算出し、測定信号値に逆演算を施すことで、縦緩和時間の推定精度を高める手法がすでに特許文献2に開示されている。しかしながら、この補正の手法は、測定対象が静的系であることを前提とし、対象領域の測定成分が血液のように流出入するような動的な系であることを考慮されていない。従って、血液循環のある生体を対象し、その血流量等を測定する信号処理においては、この特許文献２に開示された逆演算の処理を利用することはできない問題がある。
【００１０】
血液循環の影響を考慮に入れたうえで、核磁気共鳴信号の時間変遷から脳血流量を推定する手法が特許文献１及び非特許文献1に開示されているが、この脳血流量を推定する手法では、cosθによる減衰の影響を考慮していない問題がある。
【００１１】
また、非特許文献2では、cosθによる減衰の影響を考慮した脳血流推定モデルを開示しているが、脳組織に限定したモデルであり、流出入の状態が固定されたモデルとなっている。従って、流出入の状態を測定データ或いは実状に則した任意の形に変更ができないことから、トレーサーの信号強度の時間変遷に基づいて循環代謝パラメータを推定する場合にその循環代謝パラメータを正確に求めることができない問題がある。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
本発明は、上記問題点を解決するためになされてものであり、その目的は、測定対象への高周波照射によって検出された核磁気共鳴信号に含まれる減衰成分を補正することができる核磁気共鳴装置に適用される測定信号処理装置及びこの測定装置を備えた核磁気共鳴装置並びに核磁気イメージング装置を提供するにある。
【００１３】
この発明によれば、
測定対象に連続的にトレーサーが含有された流体が流入する測定対象部位から検出された核磁気共鳴信号が入力される入力部と、
前記測定対象部位、前記トレーサーの種類及び前記流体の種類に依存する流入関数及び流出関数を実測或いはモデル推定により指定する関数指定部と、
前記流入関数及び流出関数の影響を考慮した前記測定対象部位における縦磁化強度の変化を表現した漸化式に基づき、フリップ角θを変数とするcosθ減衰を実質的に補正する補正行列を演繹する演算部と、
前記入力部からの前記核磁気共鳴信号を前記補正行列で補正して補正核磁気共鳴信号を出力する出力部と、
を具備することを特徴とする測定信号処理装置が提供される。
【００１４】
また、この発明によれば、
測定対象に連続的にトレーサーが含有された流体が流入する測定対象部位から実測された核磁気共鳴信号が入力される入力部と、
前記測定対象部位、前記トレーサーの種類及び前記流体の種類に依存する流入関数及び流出関数を実測或いはモデル推定により指定する関数指定部と、
前記流入関数及び流出関数の影響を考慮した前記測定対象部位における縦磁化強度の変化を表現した漸化式に基づき、フリップ角θを変数とするcosθ減衰を実質的に補正する補正行列を演繹するとともに前記補正行列を利用して測定されると推測される核磁気共鳴信号を求め、この推測核磁気共鳴信号と実測された核磁気共鳴信号とを比較して前記流入関数及び流出関数の変数を決定して補正行列を特定する演算部と、
前記入力部からの前記核磁気共鳴信号を前記特定された補正行列で補正して補正核磁気共鳴信号を出力する出力部と、
を具備することを特徴とする測定信号処理装置が提供される。
【００１５】
更に、この発明によれば、
前記測定対象部位に静磁場を印加する静磁場発生部と、
前記測定対象部位における注目原子の核種と上記静磁場の強度によって決まる核磁気共鳴周波数を有する高周波パルスを発生して前記前記測定対象部位に照射する高周波コイルと、
前記前記測定対象部位から上記高周波パルスに応じた前記核磁気共鳴信号を検出する検出部と、
を具備する核磁気共鳴装置であって、上述した核磁気共鳴信号を処理する測定信号処理装置を備えることを特徴とする核磁気共鳴装置が提供される。
【００１６】
更にまた、この発明によれば、
前記測定対象部位を特定するために前記測定対象部位に傾斜磁場を付与する傾斜磁場コイルと、
前記核磁気共鳴信号を処理して前記前記測定対象部位の内部情報をある空間分解能を有するボクセルからの信号変化として捉え、このボクセル内の信号強度の時間変化を信号処理して画像信号に変換する上述した信号処理装置を有する磁気共鳴イメージング装置が提供される。
【発明の効果】
【００１７】
この発明の核磁気共鳴装置に適用される測定信号処理装置及びこの測定信号処理装置を備えた核磁気共鳴装置並びに核磁気イメージング装置によれば、測定成分が流出入する状態を有する対象領域に対して、高周波照射によるcosθ減衰の影響を適切に補正することが可能となる。高周波照射による信号減衰成分を補正することにより、トレーサーの信号強度の時間変遷に基づいた目的変数を推定する場合にその目的変数を正確に求める事が可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１８】
以下、必要に応じて図面を参照しながら、この発明の一実施の形態に係る測定信号処理装置及び測定信号処理装置を備えた核磁気共鳴装置並びに核磁気イメージング装置を説明する。
【００１９】
始めに、この発明の実施の形態を説明するに先立って、この発明の発明者らの信号補正及び変数推定処理に関する着想について下記に記述する数式並びに図１及び図２に示されるフローチャートを参照して説明する。
【００２０】
核磁気共鳴信号の信号処理においては、測定対象に対して、トレーサーの流出入を伴う連続的な流れがあることを考慮する必要がある。そのためには、特許文献1及び非特許文献１に開示されているように微分方程式を立て、対象領域の流入状態を表す流入関数及び流出状態を表す流出関数の畳み込み積分で対象領域にトレーサーが流出入する状態を表現することが有用である。
【００２１】
具体的には、流入信号の縦磁化強度の時間変化をＣａ（ｔ）、流出信号の縦磁化強度の時間変化をＣｅ（ｔ）、流入速度をＦi、測定対象内における縦磁化強度の時間変化をＣｉ（ｔ）とするとき、夫々の縦磁化強度は、次の式(1)で関係付けられる。
【数１】
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【００２２】
この畳み込み積分の関係式に対して、縦磁化のcosθ減衰の影響を取り込むことにより、トレーサーの流出入を伴う連続的な流れが生じている測定対象（測定対象部位）に対して、cosθ減衰の影響を補正することができる。ここで、θは、フリップアングルである。
【００２３】
高周波照射の前後における対象領域の縦磁化強度は、夫々畳み込み積分とcosθ減衰の積で表される。また、高周波照射後において、測定コイルが感度を有する測定領域外から高周波照射されていないトレーサーがその測定領域に連続的に流入する成分については、畳み込み積分として表現され、高周波照射されたトレーサーは、測定領域から流出する過程としてそれぞれ分離して表現できる。この発明においては、信号強度は、この流入過程と流出過程の和として表現できるという考えに基づき、測定対象（測定対象部位）における磁縦磁化強度の変化を漸化的に表現した上で、cosθ減衰の影響を補正する行列（補正行列）を演繹しこの補正行列を用いて測定信号のcosθ減衰の補正を実現している。
【００２４】
具体的には、ある時間ｔ１において、
【数２】
2006296864.tif 000004
【００２５】
式（４）は、高周波照射された成分であり、この成分は、測定領域から流出関数に従って流出すると考え、Δｔ経過した時点における縦磁化強度は、式（５）で表現される。
【数３】
2006296864.tif 000005
【００２６】
ｔ１から、Δｔ経過した時点まで高周波照射されていない新鮮な成分が測定領域に定常的に流入する成分は、この時間における畳み込み積分として式（６）で表現できる。
【数４】
2006296864.tif 000006
【００２７】
ｔ１から、Δｔ経過した時点における縦磁化強度が式（５）と式（６）の和として式（９）のように表現できると考える点が、この発明の着想点であり、これを漸化的に表現すると式（７）から式（１５）となる。
【数５】
2006296864.tif 000007
【００２８】
ここで、式（７）、（９）、（１１）、（１３）、（１５）に注目し、式（１６）、（１７）、（１８）で記述されるＤ（ｔ）、Ｄ０（ｔ）、Ｐを使って纏めると、式（１９）として行列式で表現できる。
【数６】
2006296864.tif 000008
【００２９】
式（１９）は、行列の式変形により式（２１）で表す単位行列と行列(P)の差分行列（Ｉ−Ｐ）（即ち、補正行列（Ｉ−Ｐ））を用いて式（２０）で表すことが可能である。
【数７】
2006296864.tif 000009
【００３０】
式（２０）は、縦磁化に比例して観測される核磁気共鳴信号Ｃｉについてcosθ減衰の影響を補正する補正行列（Ｉ−Ｐ）をかけることで、補正後の行列Ｄが計算できることを示しており、対象領域の測定成分が流出入する状態でcosθ減衰の影響を補正する式を表している。
【００３１】
式（２０）を変形して式（２２）のように表すと、流入関数や流出関数から予想される縦磁化強度変化Ｄに対して、cosθ減衰の影響を受けて測定されると予想される推測測定値行列Ｃｉを導出する式となる。流入関数や流出関数に含まれる変数を代入して推測測定値行列Ｃｉを導出し、この推測測定値行列と計測値を誤差関数に基づき比較することにより、誤差関数を最小にするような流入関数や流出関数に含まれる変数の推測が可能である。
【数８】
2006296864.tif 000010
【００３２】
ここでは、一定時間間隔をもって高周波照射する例を挙げたが、本手法による漸化式を変形して補正行列（Ｉ−Ｐ）を演繹する手法を利用すれば、任意の時間間隔をもって高周波照射する場合においても同様にcosθ減衰の影響を補正する補正行列（Ｉ−Ｐ）を演繹することが可能である。
【００３３】
例えば、Δｔ，２Δｔ，Δｔ，２Δｔ，Δｔ・・・のように高周波の印加間隔を変化させる場合を考える。
【数９】
2006296864.tif 000011
【００３４】
ここで、Ｄ（ｔ）、Ｄ０（ｔ），Ｐをつかってまとめると、式（３８）として行列式で表現できる。
【数１０】
2006296864.tif 000012
【００３５】
式（３８）は行列の式変形により式４０で表す単位行列と行列Pの差分行列（Ｉ−Ｐ）（即ち、補正行列（Ｉ−Ｐ））を用いて式（３９）で表すことが可能である。
【数１１】
2006296864.tif 000013
【００３６】
任意の時間間隔をもって、高周波照射する場合において、流入関数や流出関数に含まれる変数を代入して推測測定値行列Ｃｉを導出し、この推測測定値行列と計測値を誤差関数に基づき比較することにより、誤差関数を最小にするような流入関数や流出関数に含まれる変数の推測をおこなう場合は、式（４１）から（５３）により推測測定値行列を等時間間隔に推測するほうが容易な計算となる。
【００３７】
例えば、Δｔ，２Δｔ，Δｔ，２Δｔ，Δｔ・・・で高周波照射される場合
【数１２】
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【００３８】
【数１３】
2006296864.tif 000015
【００３９】
上記式をＤについて整理すると式（５４）となり、任意の時間間隔をもって高周波照射する場合において、流入関数や流出関数から予想される縦磁化強度変化Ｄに対して、cosθ減衰の影響を受けて測定されると予想される推測測定値行列Ｃｉを導出する式となる。流入関数や流出関数に含まれる変数を代入して推測測定値行列Ｃｉを導出し、この推測測定値行列と計測値を誤差関数に基づき比較することにより、誤差関数を最小にするような流入関数や流出関数に含まれる変数の推測が可能である。 
【数１４】
2006296864.tif 000016
【００４０】
この発明の実施例に係る測定信号処理装置（後に図３参照して説明される測定信号処理装置９が相当する。）においては、図１に示されるフローに従ってcosθ減衰の影響が補正される。
【００４１】
ステップＪ０で信号補正が開始されると、ステップＪ１において、測定対象物とトレーサーの種類及び流れの種類に基づき、流入関数Ｃａ（ｔ）及び流出関数Ｃe（ｔ）が実測或いはモデル推定により決定される。例えば、脳組織を測定対象とする場合には、流入関数は、首の頚動脈や中大脳動脈のように脳組織へ灌流する動脈内のトレーサーの時間変化の実測値として決定できる。また、流入関数Ｃａ（ｔ）及び流出関数Ｃe（ｔ）は、非特許文献1及び非特許文献２において開示されているように複数のパラメータを有するモデル式として決定することも可能である。測定対象がコンパートメントモデルで記述できる場合（区画された空間をモデルとした場合）は、時定数をτとして流出関数をｅ-t/τで記述することが可能であるが、流れが早くコンパートメントモデルが成り立たない測定例では指数関数とはならないため、測定対象に応じて適切に選択する必要がある。
【００４２】
次に、ステップＪ２において、流入関数及び流出関数に加え、測定方法を考慮してcosθ減衰を補正する補正行列（Ｉ−Ｐ）を演繹する。この行列の演繹にあたっては、
【数１５】
2006296864.tif 000017
【００４３】
高周波照射前後における対象領域の縦磁化強度を畳み込み積分とcosθ減衰との積で表現する。次に、高周波照射された成分は、測定系から流出する過程とし、新鮮な成分が流入する過程は、畳み込み積分として両者の和で対象領域の縦磁化強度の漸化式を表現する。一定時間間隔をもって高周波照射する測定例において、漸化式の時間ステップを高周波照射と同じにした場合は、式（７）から式（１５）で表現される漸化式を導くことに相当する。漸化式の時間ステップは、高周波照射のステップに合わせる必要は無く、計算精度を高めるためにはなるべく短い時間ステップで考えるほうが好ましい。漸化式の時間ステップが高周波照射の時間ステップとは異なる場合には、式（２４）〜（４０）であらわすように、漸化式のステップを高周波照射のステップと同じくして計算すれば良い。次にこの漸化式を変形し行列式の形に表す。これは式（７）から式（１５）に対して、式（１９）で表すことに相当する。更に、この行列式が縦磁化強度を表す行列に整理され、cosθ減衰を補正する補正行列（Ｉ−Ｐ）を演繹する。これは式（１９）をＣｉについてまとめ、式（２０）を導き、cosθ減衰を補正する補正行列として式（２１）で表現される差分行列（Ｉ−Ｐ）を演繹することに相当する。
【００４４】
ステップＪ３おいて、核磁気共鳴信号が計測データとして測定信号処理装置に取り込まれる。
【００４５】
ステップＪ４において、ステップＪ４で演繹したcosθ減衰を補正する行列（Ｉ−Ｐ）を用いて計測データに補正を施して補正後の行列として縦磁化強度の時間変遷のデータを得る。
【００４６】
この発明の測定装置においてcosθ減衰の影響を補正する方法を利用して流入関数或いは流出関数に含まれる変数を推定する方法を図２に示すフローを参照して説明する。
【００４７】
ステップＫ０に示されるように変数を推定する処理が開始されると、ステップＫ１において、測定対象物、トレーサーの種類及び流れの種類に基づき、流入関数Ｃａ（ｔ）及び流出関数Ｃe（ｔ）が実測或いはモデル推定により決定される。例えば、脳組織を測定対象とする場合は、流入関数は、首の頚動脈或いは中大脳動脈のように脳組織へ灌流する動脈内のトレーサーの時間変化を実測値として決定できる。また、非特許文献１及び非特許文献２に開示されるような複数のパラメータを有するモデル式として決定することも可能である。測定対象がコンパートメントモデルで記述できる場合は、流出関数は、時定数をτとしてｅ-t/τで記述することが可能であるが、流れが早くコンパートメントモデルが成り立たない測定例では、指数関数とはならないため、測定対象に応じて適切に選択する必要がある。
【００４８】
次に、ステップＫ２において、核磁気共鳴信号が計測データとして測定信号処理装置に取り込まれる。
【００４９】
ステップＫ３において、流入関数及び流出関数並びに測定条件に含まれる変数を設定する。例えば、流出関数が時定数をτとしてｅ-t/τで記述される場合、このτを変数として初期値を代入する。
【００５０】
更に、ステップＫ４において、流入関数と流出関数に設定した変数を代入し、測定方法を考慮してcosθ減衰を補正する補正行列（Ｉ−Ｐ）を演繹し、この行列を用いて推測測定値行列を計算する。cosθ減衰を補正する補正行列は、図１に示す既に説明したステップＪ３と同様の方法で求める。一定時間間隔をもって高周波照射する測定例で漸化式の時間ステップを高周波照射と同じにした場合は、式（７）から式（１５）で表現される漸化式を導いた上で、式（２２）を用いて、Ｃiを求めることに相当する。漸化式の時間ステップが高周波照射の時間ステップとは、異なる場合は、式（２４）〜（４０）であらわすように、漸化式のステップを高周波照射のステップと同じくして計算しても良いし、式（４１）〜（５３）であらわすように、推測推定値行列を等時間間隔に推測する手法のどちらで計算しても良い。
【００５１】
ステップＫ５において、推測測定値行列Ｃiと計測データを比較する。これは、推測測定値行列と計測値行列との間における誤差を表す評価関数を定義し、評価関数を計算することに相当する。評価関数としては、推測測定値行列と計測値行列との間の差の２乗和を誤差関数としてこの誤差関数を最小とするように設定するのが一般的であるが、他の評価関数を利用することも可能である。
【００５２】
ステップＫ６において、ステップＫ５で計算した評価関数の値が最小であるかどうかが判断される。最小であれば、Ｋ３で設定した変数が推定値として確定する。最小でなければ、ステップＫ３に戻り、新たな変数を設定し、Ｋ４，Ｋ５のステップを繰り返すことになる。
【００５３】
図２を参照して上述した信号補正並びに変数推定処理を適用したこの発明の実施例に係る測定信号処理装置及び測定信号処理装置を備えた核磁気共鳴装置並びに核磁気イメージング装置を説明する。
【００５４】
（実施例１）  ［高偏極核種を用いたNMRにおける肺内の縦緩和時間及びフリップ角を推測した例］
以下図面を参照にして、この発明の実施例１に係る高周波照射によるcosθ減衰の影響を補正し、肺内の縦緩和時間及びフリップ角を推測した例といった変数を推測した実例について高偏極キセノンをトレーサーとしてヒトに吸入させた実施例を説明する。
【００５５】
本実施例は、アルカリ金属原子を用いた光ポンピング法により、キセノン原子の偏極率を熱平衡状態の1万倍以上とした高偏極キセノンを造影剤として用い、脳血流量、血液量、酸素摂取率及び酸素消費量を測定する手法に対して高周波照射によるcosθ減衰の影響を補正する実例を示したものである。
【００５６】
図３には、この発明の第１の実施の形態に係る測定信号処理装置９を備えたＮＭＲ装置１の概略構造を示している。
【００５７】
ＮＭＲ装置１は、被験体としての実験動物或いはヒトに対して一定強度の静磁場を与える静磁場付与手段として機能する略円筒形の磁石２を有する。磁石２の内側には、傾斜磁場付与手段として機能する略円筒形の傾斜磁場コイル３が配設されている。送信コイルとしての傾斜磁場コイル３には、電源１１が接続されており、この傾斜磁場コイル３は、被験体の検査部位（測定領域）からの核磁気共鳴信号に位置情報を付与するための傾斜磁場を発生する。傾斜磁場コイル３のさらに内側には、核磁気共鳴信号を受信するための高周波送受信コイル４が配設されている。送信コイル及び受信コイル間に適切なデカップル回路が構成されれば、送信コイルと受信コイルを分離することができる。送受信コイル４は、送受信切替器６に接続され、被験体へ高周波を照射する際には、信号発生器１２に接続が切り替えられ、高周波照射により励起された核磁気共鳴信号（ＭＲ信号）を受信する際には、信号増幅器７に接続が切り換えられる。
【００５８】
傾斜磁場コイルを発生させる電源１１、送受信切替器６及び高周波を発生する信号発振器１２は、シーケンス制御部１３により適切に制御される。信号増幅器７において増幅された核磁気共鳴信号は、信号変換器８を介して処理しやすい形に加工されて測定信号処理装置９に供給され、測定信号処理装置９において、図１及び図２を参照して既に説明した信号補正及び信号処理が実行された後、システム制御・表示用コンピュータ１０に接続されたモニタ等の出力部１４に表示・出力される。また、ＭＲＩ装置１１は、キーボード・マウス等の入力部１５を介してシステム制御・表示用コンピュータ１０で全体的制御されている。システム制御・表示用コンピュータ１０、シーケンス制御部１３及び測定信号処理装置９は、同一のコンピュータ上で動作する複数のプログラムとして実施することも可能である。また、テーブル５は、被験体を乗せた状態で高周波送受信コイル４の軸方向にスライドし、被験体を高周波送受信コイル４の中心に向けて挿入する。
【００５９】
上記のように構成されたＭＲＩ装置１により被験体のイメージを取得する場合、まず、磁石２により被験体に静磁場を与え、傾斜磁場コイル３により被験体の関心領域の位置を特定する傾斜磁場を与える。そして、高周波送受信コイル４を介して、静磁場強度と傾斜磁場で特定される被験体の関心領域（測定領域）の注目原子の核種によって決まる核磁気共鳴周波数を有する高周波パルスを被験体に与え、被験体から高周波パルスに応じた核磁気共鳴信号を高周波送受信コイル４で検出する。更に、検出した核磁気共鳴信号を信号増幅器７によって増幅して測定信号処理装置９にて画像処理し、被験体のイメージを取得する。即ち、関心領域の内部情報をある空間分解能を有するボクセルからの信号変化として捉え、このボクセル内の信号強度の時間変化を測定信号処理装置で処理して画像信号に変換する。取得したイメージは、出力１５を介して表示される。また、キーボード・マウス等の入力部１５は、システム制御・表示用コンピュータ１０を介して測定信号処理装置９に測定対象物、トレーサーの種類、流れの種類、計測条件を入力することにも用いられる。
【００６０】
測定信号処理部９は、その機能として、測定対象部位から高周波送受信コイル４で測定された核磁気共鳴信号が入力される入力部と、前記測定対象部位、前記トレーサーの種類及び前記流体の種類が入力部１５によって特定され、これらに依存する流入関数及び流出関数を実測或いはモデル推定により指定する関数指定部と、前記流入関数及び流出関数の影響を考慮した前記測定対象部位における縦磁化強度の変化を表現した漸化式に基づき、フリップ角θを変数とするcosθ減衰を実質的に補正する補正行列を演繹する演算部と、及び前記入力部１５からの前記核磁気共鳴信号を前記補正行列で補正して補正核磁気共鳴信号を出力する出力部を備えることとなる。
【００６１】
流入関数及び流出関数を実測する場合には、高周波受信コイル４で測定された核磁気共鳴信号が入力される入力部からの信号を保存し、行列の要素として流入関数及び流出関数を指定することとなる。予め、その行列要素として測定しておいたものを関数として利用しても良いが、画像処理によって、複数のボクセルからの信号を測定している場合には、複数のボクセルから流入関数として適切な時間変化しているボクセルを選び、その時間変化を流入関数及び流出関数として指定することもある。モデル推定により流入関数及び流出関数を指定する場合でも、数式として関数を与える場合に限らず、予め数式を計算した上でその行列要素として流入関数及び流出関数を指定しても良い。
【００６２】
また、測定信号処理部９は、出力される補正核磁気共鳴信号を一時的に格納するメモリを備え、この格納された核磁気共鳴信号を処理することによって画像信号に変換することができる。
【００６３】
図４には、高偏極キセノンガスを肺から吸入させ、脳からのスペクトラムを測定するための吸入マスクと高周波送受信コイル４を含む実験システムの概略を図示している。被験者１６は、ガス吸引用のマスク１９が装着され、高偏極キセノンが１リットルのプラスチックバッグ（テドラバック）１７へ５００ｃｃ程入れた状態で被験者１６に供給される。このテドラバック１７は、３方活栓１８を介して吸引用のマスク１９へ接続される。測定開始時に被験者は、自らこの３方活栓１８を開閉し、高偏極129Ｘｅを吸引した後、１５秒間息止めを行い、ガスを肺中に保持する。高偏極キセノンガスは、アルカリ金属を利用する光ポンピング法を利用した偏極装置によって作成された。
【００６４】
ＭＲＩでの計測は、１．５テスラの静磁場を有するＭＲＩ装置でおこない、特別に作成したキセノン単同調の８素子バードケージコイル２０を高周波送受信コイル４として利用した。
【００６５】
高周波回転磁場として与えられる核磁気共鳴周波数は、１７．６６８ＭＨｚであり、１２５μｓ間フリップ角度４５°に相当する高周波電力をコイルへ印加した直後から、２５０ｍｓにわたって核磁気共鳴信号を取得した。傾斜磁場コイルは利用せず、高周波送受信コイルの感度領域全体の信号を観察したことになる。
【００６６】
高偏極キセノンは、脳血管関門を通過可能な造影剤であり、その高い偏極率のため、造影剤の微量投与で核磁気共鳴が観測できる。また、生体組織内に溶解した高偏極キセノン周囲の磁場環境が変化することにより、ケミカルシフトと呼ばれる現象が生じ、ガス成分とは異なる核磁気共鳴周波数を示すことが知られている。
【００６７】
ケミカルシフトは、一般的にキセノンガス本来の核磁気共鳴周波数を０ｐｐｍとして、溶媒に溶解した核種のケミカルシフト周波数をppm単位で表示し、溶媒に溶解する前の核磁気共鳴周波数をＦ０、溶解した後の核磁気共鳴周波数をＦで表わした時、ケミカルシフト周波数、ＦPは次式で表わされる。
【数１６】
2006296864.tif 000018
【００６８】
図５（Ａ）及び（Ｂ）は、２名の被験者において脳から観測されるキセノンのガスピーク付近のスペクトラムにおいて吸入時に観測されたスペクトラムを実線、排出時に観測されたスペクトラムを点線で表現している。１５秒間の息止め終了後のガス排出時のピークは、吸入時に漏れ出したガスピークに比べ左側の高周波数側へ遷移していることが観測される。ガス排気時には温度や湿度の変化があるため、吸入時のガスピークの方が、キセノンガス本来の核磁気共鳴周波数に近い可能性が示唆される。また、吸入時のガスは、高周波コイルの縁の部分で観測されており、磁場強度の不均一性の影響を受けている可能性もある。この場合はガス排気時の周波数を０ppmと定義することが好ましいことになる。いずれにしろ、０ppｍの周波数は磁場強度が均一な状態で、ある温度のガス単体から励起される核磁気共鳴周波数を基準にするべきである。生体インピーダンス等の影響も受けるため測定と同時に基準となるガスピークを実測することは困難であるが、ケミカルシフトした周波数と同時に計測されるガスピークは、ある影響を受けるものの真のガスピークとなんらかの関係式が存在し、その関係式に基づき模擬実験によりあらかじめその補正係数を測定しておくことが望ましい。
【００６９】
ヒトから得られた典型的なスペクトラムが図６に比較例として示されている。また、図４に示された実験システムを利用した手法により、異なる被験者６名から得られたスペクトラムが図７（Ａ）〜（Ｆ）に示されている。いずれの被験者においても１９７±２ppmに一番大きいピークが観測され、１９４±２ｐｐｍに２番目に大きいピークが、１９１±２ppmに３番目に大きいピークが観察されるというほぼ同様のピーク構造が観測されている。
【００７０】
図６及び図７（Ａ）〜（Ｆ）で表示されているピークの位置は、厳密にキセノンガス本来の核磁気共鳴周波数を０ppmと定義したわけではなく、複数回の観察において吸入時及び、排気時に漏れだして観測された高偏極キセノンガスの成分を平均化して、そのピークの半値幅の中央値を０ppmと定義したものである。より厳密には磁場不均一性や温度変化、湿度、酸素濃度といった周波数を変動させる成分の効果を除去した上でキセノンガス本来の核磁気共鳴周波数を推定し、その周波数を絶対的に０ppmと定義することが好ましい。
【００７１】
図８に高偏極キセノンを５秒程吸入し、吸入後、息止めをおこなった時点から、４秒毎に２３回のハードパルスを印加して得られたデータから１９７ppm付近のメインピークと１９４ppm付近のサブピークの半値幅で面積を計算しそのピーク面積の時間変遷をプロットしたものを図示する。このデータはcosθ減衰の影響を補正する前のグラフである。
【００７２】
この時間変遷については、非特許文献１及び、非特許文献２にそのモデル式が記述されており、高偏極キセノンの吸入時において流入関数Ｃa(t)はλｂを肺における血管と気体の交換効率ＣA,0を吸入したキセノンガス濃度、ｔBを肺から脳へ血液が到達する時間、Ｔ1Bを血中でのキセノンの縦緩和時間と置いた次式（５５）で記述できる。
【数１７】
2006296864.tif 000019
【００７３】
ここで、この測定系に対して、高周波照射によって縦磁化が変遷する様子を図９に示す。この変遷を数式で表現するには上記関係式を利用して、高周波前後における対象領域の縦磁化強度を畳み込み積分とcosθ減衰の積で表現することで、式（５８）、（５９）となる。
【数１８】
2006296864.tif 000020
【００７４】
【数１９】
2006296864.tif 000021
【００７５】
これらの式を行列式で表すため、Ｄ（ｔ）、Ｄ０（ｔ）、Ｐを式（６９），（７０），（７１）で表すと、行列式は、式（７２）となる。
【数２０】
2006296864.tif 000022
【００７６】
非特許文献2で開示されている手法では、入力関数Ｃa(t)を算術関数ではなく、任意関数として与えた場合、Ｄが計算できないが、本行列式によれば、容易にＤを計算することができる。このため、入力関数Ｃa(t)を測定により実測する場合に特に有効な手法であるほか、肺でのキセノンの濃度変化を自由に仮定したモデルを作成できるメリットもある。また息止めと測定開始までの時間ずれも、Ｃa(t)を時間軸上でずらして表現することで 容易に再現可能である。
【００７７】
式（７３）の関係式を用いて、流入関数に含まれるＴ1aや測定条件であるフリップ角度θを変数として、cosθ減衰の影響を考慮して、推測測定値行列を演算した結果を図１０及び図１１に示す。実線が推測測定値行列の時間変遷であり、黒で塗りつぶされた矩形の点は実際の測定データを示している。
【００７８】
図１０によれば、変数の推定値として、Ｔ１ａは２４secが妥当であり、図１１によれば、変数の推定値として、フリップ角θは、２５度が妥当であることが見てとれる。変数の評価はこのようにグラフを目で見て判断する手法もあるが、より一般的には推測測定値行列と計測値行列との間の差の２乗和を誤差関数としてこの誤差関数を最小とするように設定するのがより一般的である。その他、推測測定値行列と計測値行列との間における誤差を表す評価関数を定義し、評価関数を最小にする手法も用いることができる。 
（実施例２）
実施例２として高偏極核種を用いた脳血流の推定に利用した実施例について説明する。
【００７９】
この発明の高周波照射によるcosθ減衰の影響を補正した信号列を利用する実例として高偏極キセノンをトレーサーとしてヒトに吸入させる際、炭酸ガスを同時に吸入させる実験を行ない。偏極キセノンから観察されるトレーサーの信号強度の時間変遷に基づき、脳循環代謝パラメータの推定を行った例を示す。炭酸ガスを吸入させることで血流量が増加することが知られており、血流量の増加は特に脳組織において顕著に現われる。本実施例では炭酸ガスを細いチューブを介し、マスク内へ導入し、５００cc/分の流量で供給した。高偏極キセノンガスを吸入する1分前から炭酸ガスの吸入を始めると、高偏極キセノンガス 吸入時には血流量が２０%程度上昇していると予想できる。
【００８０】
炭酸ガスを吸入した異なる被験者６名から得られたスペクトラムが図１２に示されている。図７と比して、信号強度が上昇しているが、ピークの形状や出現位置に関しては変化が見られない。
【００８１】
炭酸ガスを供給しない正常時及びガス吸入時において１９７ppm付近のメインピークについてピーク面積の時間変遷をプロットしたのが図１３である。図１３において、矩形プロットは、正常時及び三角形のプロットは、ガス吸入時を示している。
【００８２】
メインピークは脳灰白質からの信号とし、サブピークは白質からの信号と仮定して式（５５）、（５６）、（５７）に含まれる変数を決定する。まず、流入関数に含まれている変数としてＣA,0及びＴ1,airを設定し、この2変数の推定を最小２乗近似法によりおこなった。実際の測定データと推定データを夫々図１４（Ａ）及び（Ｂ）に示す。この測定例においては、ＣA,0が１．５３e1３、Ｔ1,airが２１．７と推定された。ＣA,0とＴ1,airの2変数を最小２乗近似法により推定した後、炭酸ガス負荷時には、被験者においてＣA,0とＴ1,airの2変数は変化しないと仮定して脳血流量のパラメータとなるＦiを最小２乗近似法により推定した。その結果Ｆiは通常時の血流量に対して、１．１３倍になると推定された。
【００８３】
炭酸ガス負荷時には被験者において、ＣA,0とＴ1,airの２変数は変化しないと仮定して脳血流量のパラメータを推定した結果、その血流量は6人の被験者において１０％から５０％増加というあり得る範囲を示しておりＰＥＴ等の実験結果と同様の値であった。本手法では、非特許文献1の手法とは異なり、肺でのキセノン信号の時間変遷を任意に設定できるため、より推定精度の高い計測が可能となっている。
【００８４】
また、メインピークは脳灰白質からの信号とし、サブピークは白質からの信号と仮定して変数推定が適切におこなわれたということはメインピークが脳灰白質に由来する信号であり、サブピークが白質からの信号と考えられる事を意味する。 
（実施例３）
実施例３としてプロトンを用いた脳血流推定への利用した実施例について説明する。
【００８５】
この発明の高周波照射によるcosθ減衰の影響を補正した信号列を利用する実例としてプロトンを用いた脳血流推定へ利用した実施例について説明する。本実施例は、血液中のプロトンに対して反転磁場を加え、血流による信号変化を捉えることを目的とした、動脈スピンラベリング法(Arterial Spin Labeling)法へ適用例であり、ＦＡＩＲ法や、ＣＡＳＬ法といった名称でも利用されている手法である。ＦＡＩＲ法のひとつであるInflow Turbo Sampling FAIR(ITS-FAIR)法への適用例について説明する。
【００８６】
縦磁化強度Ｍは、熱平衡状態での縦磁化強度Ｍeq、縦組織内のプロトンの縦緩和時間Ｔ1appとスピン反転された血液の流入を示す関数Ｆ(ｔ,τb)で以下のように記述される。λは、脳におけるプロトンの分配定数であり、ｆは、脳血流量を表す。τbはスピン反転された血液が流入する時間を示す。
【数２１】
2006296864.tif 000023
【００８７】
但し、関数Ｆ(ｔ,τb)で以下のように記述される関数である。Ｍnはn回目のパルスでの縦磁化強度を示す。
【数２２】
2006296864.tif 000024
【００８８】
ここで、ｎは血流による減衰特性を決めるτbを測定間隔ＴRで除した値であり、ｎ＝τb/ＴRとなっている。血流による流入関数Ｍn(t)は、反転パルスを印加した後の経過時間をｔとして以下のように記述される。
【数２３】
2006296864.tif 000025
【００８９】
測定に用いる高周波パルスのフリップ角をθとすると、高周波パルスの印加時間の間のｔk＜ｔ＜ｔk+1において縦磁化は下記のように記述される。
【数２４】
2006296864.tif 000026
【００９０】
と記述され、複数回の反転磁場間において、Ｋ回の測定を行なうとしたとき、1回目と、（Ｋ＋１）回目には反転パルスを与えるのでパルス印加時間ｔkとｋ回目での高周波照射によるフリップ角θkは以下のように記述される。
【数２５】
2006296864.tif 000027
【００９１】
この式は、熱平衡状態まで信号が戻る事を仮定していないのでより厳密に状態を再現できるモデルとなっている。
【数２６】
2006296864.tif 000028
【００９２】
【数２７】
2006296864.tif 000029
【００９３】
Ｍ-が推定測定値であり、この推定測定値と計測値とを比較することにより、入力関数や出力関数に含まれる変数を推定することが可能である。
【数２８】
2006296864.tif 000030
【００９４】
【数２９】
2006296864.tif 000031
【００９５】
上述したように、プロトンを用いる脳血流の推定にもこの発明を適用することができ、図１及び図２に示すと同様の処理でcosθ減衰を補正することができる。
【００９６】
以上のように、この発明によれば、測定対象への高周波照射によって検出された核磁気共鳴信号に含まれる減衰成分を補正することができる核磁気共鳴装置に適用される測定信号処理装置及びこの測定信号処理装置を備えた核磁気共鳴装置並びに核磁気イメージング装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００９７】
【図１】この発明の核磁気共鳴装置に適用される測定信号処理装置における所謂cosθ減衰を補正する処理を示すフローチャートである。
【図２】この発明の核磁気共鳴装置に適用される測定信号処理装置における変数推定処理を示すフローチャートである。
【図３】この発明の測定信号処理装置を備えた核磁気共鳴装置を概略的に示すブロック図である。
【図４】図３に示される高偏極キセノンガスを肺から吸入させ、脳からのスペクトラムを測定するための吸入マスクと高周波送受信コイルとを含む実験システムを概略的に示す斜視図である。
【図５】（Ａ）及び（Ｂ）は、夫々して２名の被験者において脳から観測されるキセノンのガスピーク付近のスペクトラムにおいて吸入時に観測されたスペクトラム及び排出時に観測されたスペクトラムを示すグラフである。
【図６】比較例としてヒトの脳から得られた典型的なスペクトラムを示すグラフである。
【図７】（Ａ）〜（Ｆ）は、図４に示した実験システムを利用して高偏極キセノンを吸引させた異なる被験者６名から得られた脳のスペクトラムを示すグラフである。
【図８】図４に示した実験システムにおいて、高偏極キセノンを吸入し、吸入後、息止めをおこなった時点から、ハードパルスを印加して得られたデータから１９７ppm付近のメインピークと１９４ppm付近のサブピークの半値幅で面積を計算しそのピーク面積の時間変遷をプロットしたグラフを示している。
【図９】図４に示した実験システムにおいて、高周波照射後に縦磁化Ｃi(t)が変遷する様子を示すグラフある。
【図１０】図３に示した測定信号処理装置において、cosθ減衰の影響を考慮して、推測測定値行列を演算した結果を示すグラフである。
【図１１】図３に示した測定信号処理装置において、cosθ減衰の影響を考慮して、推測測定値行列を演算した結果を示すグラフである。
【図１２】（Ａ）〜（Ｆ）は、図４に示した実験システムを利用して炭酸ガスを吸入させた異なる被験者６名から得られたスペクトラムを示すグラフである。
【図１３】図４に示した実験システムを利用して炭酸ガスを供給しない正常時及びガス吸入時において１９７ppm付近のメインピークについてピーク面積の時間変遷をプロットしたグラフである。
【図１４】（Ａ）及び（Ｂ）は、図４に示した実験システムを利用して炭酸ガスを供給しない正常時及びガス吸入時において１９７ppm付近のメインピークについてピーク面積の時間変遷をプロットした実際の測定データ及び推定データのグラフを示している。
【符号の説明】
【００９８】
１．．．ＮＭＲ装置、２．．．円筒形磁石、３．．．傾斜磁場コイル、４．．．高周波受信コイル、７．．．信号増幅器、８．．．信号変換器、１０．．．システム制御・表示用コンピュータ、１２．．．信号発生器、１３．．．シーケンス制御部、１４．．．出力部、１５．．．入力部
【図１】
2006296864.tif 000032
【図２】
2006296864.tif 000033
【図３】
2006296864.tif 000034
【図４】
2006296864.tif 000035
【図５】
2006296864.tif 000036
【図６】
2006296864.tif 000037
【図７】
2006296864.tif 000038
【図８】
2006296864.tif 000039
【図９】
2006296864.tif 000040
【図１０】
2006296864.tif 000041
【図１１】
2006296864.tif 000042
【図１２】
2006296864.tif 000043
【図１３】
2006296864.tif 000044
【図１４】
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