JP7412787B2 - Nuclear magnetic resonance imaging device, nuclear magnetic resonance imaging method, and program - Google Patents
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Description
本発明は、核磁気共鳴イメージング装置、核磁気共鳴イメージング方法、及びプログラムに関する。 The present invention relates to a nuclear magnetic resonance imaging apparatus, a nuclear magnetic resonance imaging method, and a program.
核磁気共鳴イメージング(MRI)とは、静磁場内の被写体に特定の勾配磁場を印加しつつ特定のRF(Radio Frequency)パルス(励起パルス)を照射し被写体内の特定原子を核磁気共鳴させることで受信コイルに生じた誘導電流を核磁気共鳴(NMR)信号として取得し、この信号から被写体の画像(例えば、二次元画像(即ち、断面画像)、三次元画像)を生成する方法である。MRIで測定される勾配磁場の印加などにより位置情報が付加されているNMR信号は特にMRI信号とも呼ばれる。また、NMR信号を取得するために特定の強度及びタイミングで印加されるRFパルス及び勾配磁場のセットはパルスシークエンスと呼ばれる。 Nuclear magnetic resonance imaging (MRI) is the process of applying specific gradient magnetic fields to a subject in a static magnetic field and irradiating specific RF (Radio Frequency) pulses (excitation pulses) to cause specific atoms within the subject to undergo nuclear magnetic resonance. In this method, the induced current generated in the receiving coil is acquired as a nuclear magnetic resonance (NMR) signal, and an image of the subject (for example, a two-dimensional image (i.e., a cross-sectional image), a three-dimensional image) is generated from this signal. An NMR signal to which position information is added by applying a gradient magnetic field or the like measured by MRI is also called an MRI signal. Further, a set of RF pulses and gradient magnetic fields that are applied with specific intensity and timing to obtain an NMR signal is called a pulse sequence.
前述の勾配磁場により、被写体の置かれている実空間と被写体の空間周波数空間(k空間)とが、フーリエ変換の関係で結びつけられており、前述のMRI信号は被写体のk空間の情報を反映している。そこで、MRIでは、MRI信号から被写体のk空間の情報を離散的に収集し、得られた離散的なデータに離散逆フーリエ変換を施すことで実空間での被写体の画像を再構成する。 The aforementioned gradient magnetic field connects the real space where the subject is located and the subject's spatial frequency space (k-space) through a Fourier transform relationship, and the MRI signal mentioned above reflects the information of the subject's k-space. are doing. Therefore, in MRI, k-space information of a subject is collected discretely from an MRI signal, and an image of the subject in real space is reconstructed by performing discrete inverse Fourier transform on the obtained discrete data.
MRI信号からのk空間のデータの収集法としては、三軸傾斜磁場(X軸、Y軸、Z軸)を三軸勾配磁場コイルによって制御することで、被写体のk空間のデカルト座標系の格子点上のデータを一列ずつ抽出する方法(ラインスキャン)、被写体のk空間の極座標系上のデータを原点を通る複数の放射状の直線又は螺旋状の曲線に沿って順番に抽出する方法(ラジアルスキャン/スパイラルスキャン)などが実用化されている。 As a method for collecting k-space data from MRI signals, three-axis gradient magnetic fields (X, Y, and Z axes) are controlled by three-axis gradient magnetic field coils, and the lattice of the Cartesian coordinate system of the object's k-space is A method of extracting point data line by line (line scan), a method of sequentially extracting data on the polar coordinate system of the subject's k space along multiple radial straight lines or spiral curves passing through the origin (radial scan) /Spiral Scan) etc. have been put into practical use.
MRI信号には、設計されたパルスシークエンスによる勾配磁場の操作によって発生する凸状の信号強度の強い部分があり、これをエコーと呼ぶ。エコー及びその前後の信号変化が被写体の空間情報を含んでいる。勾配磁場の印加に起因するエコーは、勾配エコー(gradient echo)と呼ばれる。高周波磁場の連続印加(例えば、励起パルスの印加後の反転パルスの印加)に起因するエコーは、スピンエコー(spin echo)と呼ばれる。エコーの原因によらず、励起パルスの印加からエコーの発生までの時間は、エコー時間(TE)と呼ばれる。 An MRI signal has a convex portion with high signal intensity, which is called an echo, which is generated by manipulating a gradient magnetic field with a designed pulse sequence. The echo and signal changes before and after the echo contain spatial information of the subject. Echoes resulting from the application of a gradient magnetic field are called gradient echoes. Echoes resulting from continuous application of a high frequency magnetic field (eg, application of an excitation pulse followed by application of an inverted pulse) are called spin echoes. Regardless of the cause of the echo, the time from the application of the excitation pulse to the occurrence of the echo is called the echo time (TE).
被写体内の標的のNMR原子核は、置かれている状況によって、分布、密度、及び緩和時間が異なるため、標的に適したMRI信号集積法(特に、パルスシークエンス)の研究開発が日進月歩で進められている。 The distribution, density, and relaxation time of the NMR atomic nuclei of the target within the object differ depending on the situation, so research and development of MRI signal integration methods (particularly pulse sequences) suitable for the target are progressing rapidly. There is.
例えば、こうした方法のひとつとして、部分エコー(partial echo)法が知られている。部分エコー法では、勾配エコー(GRE)法、TEを短くして、TEから信号収集時間taの半分の時間が経過するまでMRI信号を取得しすることでk空間のおよそ半分に相当するデータを収集し、k空間のデータの残りの部分に適宜補正(例えば、0フィル(ぜろふぃる)、エルミート対称性に基づく複製による補完)をした後に、逆フーリエ変換を行うことで、MRI画像を生成する。GRE法において部分エコー法を適用する場合のパルスシークエンスを図5に示す。例えば、0フィルで補正を行う例が、特許文献1に開示されている。For example, a partial echo method is known as one such method. In the partial echo method, the gradient echo (GRE) method shortens the TE and acquires the MRI signal until half of the signal acquisition time ta has elapsed from the TE, thereby obtaining data corresponding to approximately half of the k-space. MRI Generate an image. FIG. 5 shows a pulse sequence when applying the partial echo method in the GRE method. For example, an example in which correction is performed using 0 fill is disclosed in Patent Document 1.
従来のMRIでは、生体などの被写体内に豊富に存在する1H(プロトン)の在否に基づいて生体の断面画像を生成する。しかし、診断精度の向上や研究対象の拡大を狙い、他のNMR原子核を標的とするMRI装置の開発が望まれている。例えば、生体内のナトリウムを可視化し、特に脳や腎臓に関連する病状を早期に発見することなどを期待し、23Na-MRI装置の開発の試みが始まっている。In conventional MRI, a cross-sectional image of a living body is generated based on the presence or absence of 1 H (protons), which are abundantly present in a subject such as a living body. However, with the aim of improving diagnostic accuracy and expanding the scope of research, it is desired to develop an MRI device that targets other NMR nuclei. For example, attempts to develop a 23 Na-MRI device have begun in hopes of visualizing sodium in living bodies and early detection of pathologies, particularly those related to the brain and kidneys.
しかし、23NaのNMR信号は1H(プロトン)のNMR信号に比べて低感度であることが知られている。例えば、図7に示すように、生理食塩水(0.9%NaCl水溶液、2ml)を測定したところ、23NaのNMR信号は1HのNMR信号の20000分の1程度であった。However, it is known that the NMR signal of 23 Na has lower sensitivity than the NMR signal of 1 H (proton). For example, as shown in FIG. 7, when physiological saline (0.9% NaCl aqueous solution, 2 ml) was measured, the NMR signal of 23 Na was about 1/20,000 of the NMR signal of 1 H.
また、生体を含む多くの被写体で1H以外のNMR原子核の存在量が1Hに比べて少ないため、画像の取得に必要な信号強度を有するMRI信号を取得することが困難であった。Furthermore, in many subjects including living bodies, the abundance of NMR nuclei other than 1 H is smaller than that of 1 H, making it difficult to obtain MRI signals with signal strength necessary for image acquisition.
1H以外の原子を標的としたMRIで実用的な信号強度のMRI信号を得るためには、単純には、同一画像に対応するMRI信号を複数回取得し積算することで得られた積算信号から画像を生成することが考えられるが、23Naのように信号強度が低い場合、静磁場強度が高い磁石を選択してNMR信号強度を稼ぎ、さらには信号収集の繰り返し回数を大きく増やす必要があり、これでは患者が耐えられる測定時間を超えてしまうおそれがある。そのため、繰り返し回数を稼ぎつつ測定時間を許容限度に収めるために、一回のMRI信号の取得に掛かる繰り返し時間(TR)、特に、励起パルスの印加からMRI信号のエコーの発生までに掛かるエコー時間(TE)を極力短くする必要がある。In order to obtain an MRI signal with a practical signal strength in MRI targeting atoms other than 1H , it is simply necessary to obtain an integrated signal obtained by acquiring and integrating MRI signals corresponding to the same image multiple times. It is conceivable to generate an image from 23 Na, but when the signal strength is low, such as with 23 Na, it is necessary to select a magnet with a high static magnetic field strength to increase the NMR signal strength, and furthermore, it is necessary to greatly increase the number of signal collection repetitions. However, this may exceed the measurement time that the patient can tolerate. Therefore, in order to increase the number of repetitions and keep the measurement time within the allowable limit, we need to reduce the repetition time (TR) required to acquire a single MRI signal, especially the echo time required from the application of an excitation pulse to the generation of an echo of the MRI signal. It is necessary to make (TE) as short as possible.
しかし、特許文献1のような部分エコー法では、半分の撮像データからk空間を構成しているため、偽像アーチファクトがしばしば混入する恐れがあった。特に、勾配エコー法によるMRI撮像の場合は、空間的な静磁場の不均一性などによって、エルミート対称性が不完全となり、偽像アーチファクトの問題が顕著であった。 However, in the partial echo method as in Patent Document 1, since the k-space is constructed from half of the imaging data, there is a risk that false image artifacts may often be mixed in. In particular, in the case of MRI imaging using the gradient echo method, Hermitian symmetry is incomplete due to spatial inhomogeneity of the static magnetic field, and the problem of false image artifacts is significant.
また、23Na-MRIの実用化のため、23NaのNMR信号におけるS/N比の一層の改善が望まれていた。23Naナトリウムはスピン量子数が3/2のNMR原子核である。また、1H(プロトン)の場合にはH2Oの水素結合に起因して実行的に大きな分子や錯体となることが多いが、23Naは生体内でもほぼ単一のイオンとして存在していると考えられる。このため、23NaのT2緩和時間が数ms(ミリ秒)から約30msと短いものが混在している。この2点の特徴により、23Na-MRIの場合には、生体の水と脂質に含まれる1H(プロトン)(スピン量子数1/2、おもなT2緩和時間は数十ms~数百ms)の撮像理論のうち画像コントラスト生成の方法論を単純に当てはめることが困難であった。Further, in order to put 23 Na-MRI into practical use, it has been desired to further improve the S/N ratio of 23 Na NMR signals. 23 Na Sodium is an NMR nucleus with a spin quantum number of 3/2. In addition, in the case of 1H (proton), it often forms practically large molecules or complexes due to hydrogen bonding with H2O , but 23Na exists almost as a single ion even in living organisms. It is thought that there are. For this reason, 23 Na has a short T2 relaxation time ranging from several ms (milliseconds) to about 30 ms. Due to these two characteristics, in the case of 23 Na-MRI, 1H (protons) (spin quantum number 1/2, main T2 relaxation time is tens of ms to hundreds of ms) contained in biological water and lipids. It has been difficult to simply apply the methodology of image contrast generation in the imaging theory of ms).
以上を鑑み、本発明は、好適にMRI画像を撮影できる核磁気共鳴イメージング装置、核磁気共鳴イメージング方法、及びプログラムを提供することを目的とする。 In view of the above, an object of the present invention is to provide a nuclear magnetic resonance imaging apparatus, a nuclear magnetic resonance imaging method, and a program that can suitably take MRI images.
本発明の第1の観点に係る核磁気共鳴イメージング装置は、
静磁場を形成する静磁場形成部と、
前記静磁場内に対象を保持する対象保持部と、
前記静磁場内の前記対象に、励起パルス、位相エンコード勾配磁場、及び周波数エンコード勾配磁場を含むパルスシークエンスを印加し、前記励起パルスの印加により前記対象からNMR信号を生じさせ、前記周波数エンコード勾配磁場の印加により当該NMR信号をディフェーズさせた後にリフェーズさせるパルス印加部と、
異なる振幅の前記位相エンコード勾配磁場により位相エンコードされた前記NMR信号のそれぞれを、前記パルス印加部により前記周波数エンコード勾配磁場を印加して前記NMR信号をリフェーズさせている最中に検出する検出部と、
前記検出部が検出した前記NMR信号から画像を生成する画像生成部と、
を備え、
前記パルス印加部は、前記NMR信号をリフェーズさせるための前記周波数エンコード勾配磁場の印加から信号取得時間の半分より前にエコーピークがくるような前記パルスシークエンスを前記対象に印加し、
前記検出部は、前記NMR信号をリフェーズさせるための前記周波数エンコード勾配磁場の印加から前記信号取得時間経過までの全域に渡って前記NMR信号を検出し、
前記画像生成部は、前記全域に渡って検出された前記NMR信号全体から前記画像を生成する、
ことを特徴とする。The nuclear magnetic resonance imaging apparatus according to the first aspect of the present invention includes:
a static magnetic field forming section that forms a static magnetic field;
an object holding unit that holds the object within the static magnetic field;
applying a pulse sequence comprising an excitation pulse, a phase-encoding gradient magnetic field, and a frequency-encoding gradient magnetic field to the object in the static magnetic field; application of the excitation pulse produces an NMR signal from the object; and the frequency-encoding gradient magnetic field a pulse application unit that dephases and then rephases the NMR signal by applying;
a detecting unit that detects each of the NMR signals phase-encoded by the phase-encoding gradient magnetic fields of different amplitudes while the pulse applying unit is applying the frequency-encoding gradient magnetic field to rephase the NMR signal; ,
an image generation unit that generates an image from the NMR signal detected by the detection unit;
Equipped with
The pulse application unit applies to the object the pulse sequence such that an echo peak occurs before half of the signal acquisition time from application of the frequency encoded gradient magnetic field for rephasing the NMR signal,
The detection unit detects the NMR signal over the entire range from the application of the frequency encode gradient magnetic field for rephasing the NMR signal until the signal acquisition time elapses,
The image generation unit generates the image from the entire NMR signal detected over the entire area,
It is characterized by
本発明の第2の観点に係る核磁気共鳴イメージング方法は、
静磁場内の対象に、励起パルス、位相エンコード勾配磁場、及び周波数エンコード勾配磁場を含むパルスシークエンスを印加し、前記励起パルスの印加により前記対象からNMR信号を生じさせ、前記周波数エンコード勾配磁場の印加により当該NMR信号をディフェーズさせた後にリフェーズさせるパルス印加工程と、
異なる振幅の前記位相エンコード勾配磁場により位相エンコードされた前記NMR信号のそれぞれを、前記パルス印加工程により前記周波数エンコード勾配磁場を印加して前記NMR信号をリフェーズさせている最中に検出する検出工程と、
前記検出工程で検出した前記NMR信号から画像を生成する画像生成工程と、
を備え、
前記パルス印加工程では、前記NMR信号をリフェーズさせるための前記周波数エンコード勾配磁場の印加から信号取得時間の半分より前にエコーピークがくるような前記パルスシークエンスを前記対象に印加し、
前記検出工程では、前記NMR信号をリフェーズさせるための前記周波数エンコード勾配磁場の印加から前記信号取得時間経過までの全域に渡って前記NMR信号を検出し、
前記画像生成工程では、前記全域に渡って検出された前記NMR信号全体から前記画像を生成する、
ことを特徴とする。The nuclear magnetic resonance imaging method according to the second aspect of the present invention includes:
applying a pulse sequence comprising an excitation pulse, a phase-encoding gradient magnetic field, and a frequency-encoding gradient magnetic field to an object in a static magnetic field, the application of the excitation pulse producing an NMR signal from the object, and the application of the frequency-encoding gradient magnetic field; a pulse application step of dephasing and then rephasing the NMR signal;
a detection step of detecting each of the NMR signals phase-encoded by the phase-encoding gradient magnetic fields of different amplitudes while the frequency-encoding gradient magnetic field is applied in the pulse application step to rephase the NMR signal; ,
an image generation step of generating an image from the NMR signal detected in the detection step;
Equipped with
In the pulse application step, the pulse sequence is applied to the object such that the echo peak occurs before half of the signal acquisition time from the application of the frequency encoded gradient magnetic field for rephasing the NMR signal,
In the detection step, the NMR signal is detected over the entire range from the application of the frequency encode gradient magnetic field for rephasing the NMR signal until the signal acquisition time elapses;
In the image generation step, the image is generated from the entire NMR signal detected over the entire area.
It is characterized by
本発明の第3の観点に係るプログラムは、
コンピュータを、
パルス印加部に、静磁場内の対象に、励起パルス、位相エンコード勾配磁場、及び周波数エンコード勾配磁場を含むパルスシークエンスを印加させ、前記励起パルスの印加により前記対象からNMR信号を生じさせ、前記周波数エンコード勾配磁場の印加により当該NMR信号をディフェーズさせた後にリフェーズさせるパルス印加手段であって、前記NMR信号をリフェーズさせるための前記周波数エンコード勾配磁場の印加から信号取得時間の半分より前にエコーピークがくるような前記パルスシークエンスを前記対象に印加させるパルス印加手段、
検出部に、異なる振幅の前記位相エンコード勾配磁場により位相エンコードされた前記NMR信号のそれぞれを、前記パルス印加部により前記周波数エンコード勾配磁場を印加して前記NMR信号をリフェーズさせている最中に検出させる検出手段であって、前記NMR信号をリフェーズさせるための前記周波数エンコード勾配磁場の印加から前記信号取得時間経過までの全域に渡って前記NMR信号を検出させる検出手段、
画像生成部に、前記検出部で検出した前記NMR信号から画像を生成させる画像生成手段であって、前記全域に渡って検出された前記NMR信号全体から前記画像を生成させる、画像生成手段、
として機能させる。The program according to the third aspect of the present invention is
computer,
The pulse application unit applies a pulse sequence including an excitation pulse, a phase encoded gradient magnetic field, and a frequency encoded gradient magnetic field to an object in a static magnetic field, generates an NMR signal from the object by application of the excitation pulse, and generates an NMR signal from the object by applying the excitation pulse, and A pulse applying means for dephasing and then rephasing the NMR signal by applying an encoding gradient magnetic field, the pulse applying means dephasing and then rephasing the NMR signal, wherein an echo peak is generated before half of the signal acquisition time from application of the frequency encoding gradient magnetic field for rephasing the NMR signal. pulse application means for applying the pulse sequence to the object such that
A detection unit detects each of the NMR signals phase-encoded by the phase-encoded gradient magnetic field having different amplitudes while the pulse application unit is applying the frequency-encoded gradient magnetic field to rephase the NMR signal. detection means for detecting the NMR signal over the entire range from application of the frequency encoded gradient magnetic field for rephasing the NMR signal to elapse of the signal acquisition time;
Image generation means for causing an image generation unit to generate an image from the NMR signal detected by the detection unit, the image generation unit causing the image generation unit to generate the image from the entire NMR signal detected over the entire area;
function as
本発明によれば、好適にMRI画像を撮影できる。 According to the present invention, MRI images can be suitably captured.
本発明の一実施形態について図面を参照して説明する。 An embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.
(MRI装置100の構成)
図1に示すように、本発明の一実施形態に係るMRI装置100は、静磁場コイル10と、勾配磁場発生部20と、RFパルス印加部30と、受信部40と、制御装置50と、表示部60と、操作部70と、を備える。(Configuration of MRI apparatus 100)
As shown in FIG. 1, an
静磁場コイル10と、勾配磁場発生部20が有する勾配磁場コイル21と、RFパルス印加部30が有するRF(Radio Frequency)コイル31とは、例えば、同軸(Z軸)を中心に配置されるとともに、図示しない筐体内に設けられている。
The static
撮影対象である対象1は、保持部2により筐体内のボア3(検査空間)内に保持される。例えば、対象1がヒトであれば、保持部2は寝台であってもよい。保持部2は、例えば、ボア3内で撮影部位に応じて対象1を移動させる(例えば、水平移動、垂直移動、又は回転移動させる)、又は、ボア3外からボア3内に対象1を移動させる搬送手段を備えてもよい。また、対象1は、全体ではなく一部でもよく、例えば、ヒトの全身のみならず、その一部(例えば、頭部又は腹部など)でもよい。MRI装置100の形状、特に、ボア3周辺の構造、例えば、勾配磁場コイル21、RF(Radio Frequency)コイル31は、対象1の形状に最適化されていることが好ましい。
An object 1 to be photographed is held within a bore 3 (inspection space) within the housing by a holding
静磁場コイル10は、ボア3内に数ppmレベルでの均一な静磁場(例えば、1.5テスラから21テスラ)を形成する。例えば、静磁場コイル10は、静磁場コイル10の中心軸又は磁束の中心軸がボア3内を(特に、ボア3の中心軸を)通るように形成されてもよい。形成される静磁場は、概ねZ方向に平行な水平磁場である。静磁場コイル10は、例えば、超電導コイルや常電導コイルから構成され、図示しない静磁場コイル駆動部を介して、制御装置50の制御の下で駆動される。なお、静磁場コイル10は、制御装置50と独立した制御系統によって駆動制御されてもよい。また、当該静磁場を発生させる構成としては、超電導コイルや常電導コイルに限られず、例えば、永久磁石(例えば、1テスラ以下)を用いてもよい。静磁場コイル10は、静磁場均一度を補正するためのシムコイル群(図示せず)を有してもよく、こうしたシムコイル群によって静磁場をさらに均一にすることができる。なお、均一な静磁場を形成できるのであれば、静磁場コイル10の代わりに、任意の静磁場形成部を採用できる。
The static
勾配磁場発生部20は、ボア3内に画像化に必要な独立した3軸の勾配磁場を発生させるものであり、勾配磁場コイル21と、勾配磁場コイル21を駆動する勾配磁場コイル駆動部22と、を有する。
The gradient magnetic
勾配磁場コイル21は、互いに直交する3軸方向において、静磁場コイル10によって形成された静磁場強度に勾配を持たせる勾配磁場を発生させる。このため、勾配磁場コイル21は、3系統のコイルを有する。互いに直交する3軸方向の勾配磁場は、それぞれ、撮像に用いられるパルスシークエンスに応じて、例えば、スライス軸方向のスライス勾配磁場、位相軸方向の位相エンコード勾配磁場、又は周波数軸方向の周波数エンコード勾配磁場として使用される。スライス勾配磁場は、スライス選択用の勾配磁場である。位相エンコード勾配磁場及び周波数エンコード勾配磁場は、共鳴元素の空間分布を測定するための勾配磁場である。なお、一方向の勾配磁場が同じパルスシークエンス内で2個以上の役割を担当する場合もある。
The gradient
勾配磁場コイル駆動部22は、制御装置50の制御の下で、勾配磁場コイル21に駆動信号を供給して勾配磁場を発生させる。勾配磁場コイル駆動部22は、勾配磁場コイル21が有する3系統のコイルに対応して、図示しない3系統の駆動回路を有する。
The gradient magnetic field
なお、図1では、紙面左右方向をX軸方向、紙面上下方向をY軸方向、紙面法線方向をZ軸方向とし、上述の勾配磁場の勾配軸がこれらX、Y、Z軸に平行に印加されるものとして描いているが、3つの勾配磁場の勾配軸(例えば、スライス軸、位相軸、周波数軸)は、互いに直交性を保っていれば、上述のX、Y、Z軸に限定されず、これらの一部又は全てと一致しなくともよい。 In FIG. 1, the horizontal direction of the paper is the X-axis direction, the vertical direction of the paper is the Y-axis direction, and the normal direction of the paper is the Z-axis direction, and the gradient axes of the gradient magnetic field described above are parallel to these X, Y, and Z axes. Although it is depicted as being applied, the gradient axes of the three gradient magnetic fields (e.g. slice axis, phase axis, frequency axis) can be limited to the above-mentioned X, Y, and Z axes as long as they maintain orthogonality to each other. It is not necessary to match some or all of these.
RFパルス印加部30は、核磁気共鳴を発生させるためのRFパルスを対象1に印加するためのものであり、RFコイル31と、RFコイル31を駆動するRFコイル駆動部32と、を有する。
The RF
RFコイル31は、対象1内の標的としているNMR原子核の核スピンを励起するための高周波磁場を静磁場空間に形成する。このように高周波磁場を形成することをRFパルスの印加又は送信とも言う。RFコイル31は、RFパルスを送信する機能とともに、励起された核スピンによって生じる電磁波である核磁気共鳴(NMR:Nuclear Magnetic Resonance)信号を受信する機能も有する。なお、MRIで測定される勾配磁場の印加などにより位置情報が付加されたNMR信号のことをMRI信号と言う。なお、RFコイル31の代わりに、RFパルス送信用コイルと、MRI信号受信用コイルとを別々に構成することもできる。
The
また、RFコイル31又はRFパルス送信用コイルは大きいことが,MRI信号受信用コイルは小さいことが望ましく、必要最小限の大きさであることが望ましい。RFコイル31又はRFパルス送信用コイルは、小さいほど、励起パワーを小さく抑える(繰り返し回数を増やして比較的短時間で連続して印加される場合などのRFパルスの比吸収率(SAR:Specific Absorption Rate)を下げる)ことができる。RFコイル31又はRFパルス受信用コイルは、小さいほど、不要な部分(例えば、対象1において撮像しない部位)からのMRI信号を受け取らないようにすることができる。特に、繰り返し時間とエコー時間を短くできるように、これらの受信コイルの受信領域を狭くして、選択励起パルスを不要にすることが望ましい。
Further, it is desirable that the
RFコイル駆動部32は、制御装置50の制御の下で、RFコイル31に駆動信号を供給してRFコイル31を駆動する。具体的には、RFコイル駆動部32は、標的の原子の種類及び磁場強度で定まるラーモア周波数に対応するRFパルスを励起パルスとしてRFコイル31に発生させる。励起パルスは、ハードパルス、ガウス型パルス、又は断熱(adiabatic型)パルスであってもよいが、特に、エコー時間(TE)を短くできるのでハードパルスを採用することが望ましい。また、いわゆるT1画像コントラストを生成するために核磁化を反転させる180°パルス(通称、Inversion Recoveryパルス)を前置してさらに待ち時間としてIR時間の数msを配置してもよい。このことで特定のT1時間を持つ核磁化の信号を削減することができる(図示せず)。
The RF
受信部(検出部)40は、RFコイル31に接続され、RFコイル31が受信したMRI信号を検出する。受信部40は、検出したMRI信号をデジタル変換して制御装置50へと送信する。画像の再構成に必要なMRI信号の外側にある不要な信号は、受信部40又は制御装置50において、アナログ式又はデジタル式の周波数フィルタで除去されることが望ましい。例えば、アナログ式の周波数フィルタとして、急峻なバンドパスフィルタが用いられてもよい。
The receiving section (detecting section) 40 is connected to the
制御装置50は、制御部51と、記憶部52と、を備え、例えば、MRI装置100の全体動作を制御するコンピュータや、RFコイル駆動部32や勾配磁場コイル駆動部22をパルスシークエンスで駆動するシーケンサーから構成される。
The
制御部51は、CPU(Central Processing Unit)、FPGA(Field-Programmable Gate Array)、ASIC(Application Specific Integrated Circuit)等から構成され、記憶部52に格納されている動作プログラムを実行して、MRI装置100の各部の動作を制御する。
The
記憶部52は、ROM(Read Only Memory)やRAM(Random Access Memory)等から構成され、必要に応じてCPUを保持し、各種の動作プログラム(後述の画像生成処理を実行するためのプログラムPGを含む)のデータ、後述のテーブルデータなどが予め記憶されている。記憶部52のRAMは、各種演算結果を示すデータや、判別結果を示すデータなどを一時的に記憶し、演算する。記憶部52をインターネット上に配置することもできる。
The
制御部51は、機能部として、パルス制御部51aと、画像生成部51bとを備える。
The
パルス制御部51aは、RFパルス、位相エンコード勾配磁場Gp1、Gp2、及び周波数エンコード勾配磁場Grのパルスシークエンスを示す後述のパルスシークエンス300のデータに基づいて、勾配磁場発生部20及びRFパルス印加部30の駆動制御を行う。パルスシークエンス300のデータは、予め記憶部52に記憶されていてもよいし、後述の操作部70を介してのユーザ操作により入力や再設定が可能であってもよい。
The
画像生成部51bは、受信部40が収集したデジタル変換後のMR信号のデータを記憶部52に記憶する。当該データは、位相エンコード勾配磁場Gp1、Gp2及び周波数エンコード勾配磁場Grの勾配により、3次元フーリエ空間(k空間)を構成している。画像生成部51bは、このk空間のデータを三次元逆フーリエ変換して対象1の三次元画像を生成する。
The
表示部60は、k空間をスキャンしている最中のエコーピーク位置を確認できるMRI信号の強度を経時的に示した波形、画像生成部51bが生成したMRI画像、及びその他の各種の情報を表示し、例えば、液晶ディスプレイ(LCD:Liquid Crystal Display)、有機ELディスプレイ(OELD:Organic Electro Luminescent Display)等から構成される。なお、MRI装置100を遠隔作業可能に構成する場合、表示部60及び後述する操作部70としてパーソナルコンピュータ(例えば、ノートパソコンなど)又はその他の携帯電子端末を用いてもよい。
The
操作部70は、ユーザによる操作を受け付け、受け付けた操作に応じた操作信号を制御装置50に供給する。操作部70は、例えば、ポインティングデバイスを備えたキーボード、マウスや、表示部60と一体のタッチパネル等で構成される。例えば、MRI装置100は、ユーザが、操作部70からの操作によって、パルスシークエンス300のデータの入力などを行うことができるように構成される。
The operation unit 70 accepts an operation by a user and supplies an operation signal to the
(画像生成処理)
画像生成処理について、図3を参照しつつ説明する。画像生成処理は、例えば、ユーザによる操作部70から開始操作に応じて、制御部51によって実行される。なお、画像生成処理の開始前には、保持部2に載せられた対象1は、ボア3内にセッティングされているものとする。(Image generation processing)
The image generation process will be explained with reference to FIG. 3. The image generation process is executed by the
画像生成処理を開始すると、まず、制御部51は、図示しない静磁場コイル駆動部を介して、静磁場コイル10を駆動し、ボア3内に均一な静磁場を形成する(ステップS11)。なお、画像生成処理の前に予めボア3内に静磁場を形成しておいてもよい。静磁場の均一度は、対象1の組成や形状の影響を受ける。そこで、静磁場コイル10に静磁場均一度を補正するためのシムコイル群(図示せず)を設け、静磁場をさらに均一にすることとしてもよい。
When the image generation process is started, first, the
次に、制御部51は、以下のパルスシークエンス300に従って、勾配磁場発生部20及びRFパルス印加部30を駆動制御し(パルス印加工程)、受信部40を介して対象1のk空間のデータを取得し(検出工程)、記憶部52に記憶する(全体で、ステップS12)。
Next, the
(パルスシークエンス300)
本実施形態で用いるパルスシークエンス300を図2に示す。パルスシークエンス300は、TE(エコー時間)の位置を除けば、勾配エコー(GRE:Gradient Echo)法のパルスシークエンスと同様である。図2において、「RF」は励起パルスであるα°パルス311のシークエンス、「Gp1」は第1の位相エンコード勾配磁場、「Gp2」は第2の位相エンコード勾配磁場、「Gr」は周波数エンコード勾配磁場(リードアウト勾配磁場)、「S」はMRI信号を示す。第1の位相エンコード勾配磁場、第2の位相エンコード勾配磁場、及び周波数エンコード勾配磁場は、互いに直交しており、例えば、それぞれ、X軸、Y軸、及びZ軸に平行である。信号収集時間taは、画像再構成に使用するデータを選択する時間幅である。信号収集時間taは、周波数エンコード勾配磁場342の印加時間と同じか、短い時間が使用される。(Pulse sequence 300)
FIG. 2 shows a
まず、α°パルス311により、スピンのα°励起が行われる。フリップアングルα°は90°以下である。
First, the α°
α°励起後、自由誘導減衰(FID:free induction decay)信号351が発生している間に、位相エンコード及び周波数エンコードが行われる。 After α° excitation, phase encoding and frequency encoding are performed while a free induction decay (FID) signal 351 is being generated.
位相エンコードは、α°パルス311の印加(信号積算を行うなら一連のα°パルス311の印加)毎に順次に振幅を変動させつつ第1及び第2の位相エンコード勾配磁場321及び331を印加することにより行われる。例えば、第1の位相エンコード勾配磁場321をN1段階(例えば、128段階)とし、第2の位相エンコード勾配磁場331をN2段階(例えば、32段階)とし、繰り返し回数(信号積算回数)をN回(Nは1以上)とする場合、α°パルスを信号積算のためにN回印加し、各印加毎に同じ位相エンコード及び周波数エンコードを行うという一連のパルスシークエンスをN1×N2回繰り返すこととなり、繰り返し時間(TR)1回で1回の測定と数えれば、測定をN×N1×N2回繰り返すこととなる。信号積算はN1×N2の計測をN回繰り返す順序でもよい。
For phase encoding, first and second phase encoding gradient
それぞれの位相エンコードに並行して、周波数エンコード勾配磁場341の印加により、巨視的な核磁化をディフェーズ(フライバック)し、その後、周波数エンコード勾配磁場342の印加により、スピンをリフェーズ(リフォーカス)して、グラディエント勾配エコーのMRI信号352を発生させる。α°励起からTE後の時点で信号強度が最大となる。
In parallel with each phase encode, the macroscopic nuclear magnetization is dephased (flyback) by applying a frequency encoding gradient
ディフェーズ用の周波数エンコード勾配磁場341の積分値(図2の周波数エンコード勾配磁場341の点描面積)は、周波数エンコード勾配磁場342の印加からTEまでの積分値(図2の周波数エンコード勾配磁場342の点描面積)と等しくなる。このため、周波数エンコード勾配磁場342を変更せずに、ディフェーズ用の周波数エンコード勾配磁場341の積分値を(例えば、印加期間、強度、及び/又は波形により)変更することで、TEの発生時期を調節できる。従来は、図4に示すように、TEが周波数エンコード勾配磁場342の信号収集時間taの中央にくるように周波数エンコード勾配磁場343は調節されるが、本実施形態では、図2に示すように、TE(即ち、エコーピーク)が、周波数エンコード勾配磁場342の印加から信号取得時間taの半分より前に、特に、信号収集時間taの開始の十分の一から三分の一までの間にくるように、周波数エンコード勾配磁場341は調節される。図2では周波数エンコード342の印加の開始時間と信号収集時間taの開始時間は同一になっているが、周波数エンコード342の電流値が設定値にまで立ち上がったあるいは立ち下がった時間タイミングを意図している。この立ち上がり(立ち下がり)遅延は勾配磁場コイル駆動部22の特性によるもので多くの場合で固定的に50μ秒から500μ秒に調整される。理想的には遅延がないことが期待されているため、記載を省略する。なお、図2、4では、周波数エンコード342の印加終了時間は、対象1に周波数エンコードを施す幅に基づいて定まる信号収集時間taと同一としているが、周波数エンコード342の印加開始から印加終了までの印加時間は信号収集時間ta以上であれば任意である。信号収集時間ta後に印加される周波数エンコード342は、被写体の核磁化信号の緩和回復を促進する効果がある。The integral value of the frequency encode gradient
こうして得られたMRI信号352は、受信部40を介してデジタル化される。制御部51は、繰り返し時間毎にデジタル化されたMRI信号352から周波数エンコード勾配磁場342の信号収集時間taの全幅に渡ってM点(例えば、128点)のデータを取得し、記憶部52に記憶する。その後、制御部51は、当該データのうち対象1の同じ位置に相当する(例えば、第1及び第2の位相エンコード勾配磁場321、331の振幅と周波数エンコード勾配磁場342の信号収集時間ta内の位置の組み合わせが同じ)N個の信号強度を積算し、当該位置での積算信号強度を算出し、記憶部52に記憶する。The MRI signal 352 thus obtained is digitized via the receiving
最後に、制御部51は、以上のようにして得られた対象1のk空間のデータ(例えば、N1×N2×M個のデータからなる対象1のk空間のデータ)から、画像を生成する(ステップS13)。具体的には、このk空間のデータに三次元離散逆フーリエ変換を施し、対象1の三次元画像を再構成する。昨今の情報技術の発展によって、MRIの画像再構成が、逆フーリエ変換ではなく、人工知能AIや、深層学習によって実施される場合がある。これらを対象1の三次元画像の再構成に適用してもよい。
Finally, the
(本実施形態の効果)
従来のGRE法では、図4に示すように、MRI信号のピークが信号収集時間taの中心にあるが、低感度のNMR原子核(例えば、23Na)を標的としたMRIでは、MRI信号の強度はT2およびT2*減衰により小さくなり、ノイズに紛れやすく、検出が困難であった。(Effects of this embodiment)
In the conventional GRE method, the peak of the MRI signal is at the center of the signal acquisition time ta , as shown in Figure 4, but in MRI targeting low-sensitivity NMR nuclei (e.g., 23 Na), the peak of the MRI signal is The intensity was reduced by T2 and T2 * decay, easily confused with noise, and difficult to detect.
一方、本実施形態に係るMRI装置100では、大まかな画像輪郭情報を有するエコーピークを優先して信号を取り込むことができ、特に、23NaをMRIの標的とする場合、23Naの信号成分のうち、T2減衰時間が2~3ms以下の本当に速い信号成分を画像生成に使用できる。このため、本実施形態によれば、低感度の原子を標的としたMRIにおいても、好適にMRI画像を生成することができる。On the other hand, the
また、部分エコー法では、図5に示すように、TEと測定時間を短縮できるものの、kスペースの構成にともなう偽像アーチファクトの混入の問題があった。また、GRE法で信号収集を行う場合、T2*減衰による位相のばらつきが発生するので、部分エコー法の適用が困難であった。さらに、部分エコー法は、原理的な問題で他のMRI測定方法(例えば、圧縮センシング法)と組み合わせることができなかった。Furthermore, as shown in FIG. 5, although the partial echo method can shorten the TE and measurement time, there is a problem in that false image artifacts are introduced due to the configuration of the k-space. Furthermore, when collecting signals using the GRE method, phase variations occur due to T2 * attenuation, making it difficult to apply the partial echo method. Furthermore, the partial echo method cannot be combined with other MRI measurement methods (eg, compressed sensing method) due to fundamental problems.
一方、本実施形態では、図2に示すようにMRI信号のピークが信号収集時間taの前半(特に、信号収集時間taの十分の一から三分の一の間)に存在し、MRI信号強度の減衰が大きい信号収集時間taの後半に信号強度が高周波数成分に比べて高い低周波成分が存在するため、画像生成を優先しつつ、画素帯域幅を狭くして低ノイズ化を実現できている。位相エンコードを削除したホモダイン再構成は行わないので偽像アーチファクトの発生は低減される。このため、本実施形態によれば、部分エコー法と比べて、好適にMRI画像を生成することができる。また、本実施形態に係る画像生成処理方法は、以下の変形例でも示すように、種々のMRI測定方法と組み合わせることができる。On the other hand, in this embodiment, as shown in FIG . Since there is a low frequency component whose signal strength is higher than the high frequency component in the latter half of the signal acquisition time ta where the signal strength attenuation is large, the pixel bandwidth is narrowed to reduce noise while giving priority to image generation. It has been achieved. Since homodyne reconstruction with phase encoding removed is not performed, the occurrence of false image artifacts is reduced. Therefore, according to this embodiment, an MRI image can be generated more favorably than the partial echo method. Furthermore, the image generation processing method according to this embodiment can be combined with various MRI measurement methods, as shown in the following modified examples.
(変形例)
本発明は以上の実施形態及び図面によって限定されるものではない。本発明の要旨を変更しない範囲で、適宜、変更(構成要素の削除も含む)を加えることが可能である。また、本明細書では、本発明の理解を容易にするために、公知の技術的事項の説明を適宜省略した。(Modified example)
The present invention is not limited to the above embodiments and drawings. It is possible to make changes (including deletion of constituent elements) as appropriate without changing the gist of the present invention. Furthermore, in this specification, descriptions of known technical matters have been omitted as appropriate in order to facilitate understanding of the present invention.
(変形例1)
上述の実施形態では、GRE法を採用したが、前置RFパルスをさらに敷設してもよい。これにより、前置RFパルスの種類に応じたコントラストを持つ画像を得ることができる。緩和時間の短いNMR原子核(例えば、23Na)の場合、励起パルス毎に前置RFパルスを敷設することが望ましい。また、緩和時間の長いNMR原子核(例えば、1H)の場合、前置RFパルスは、励起パルス毎に敷設されてもよいし、複数の励起パルス毎に(例えば、信号をN回積算する場合なら、N回の励起パルスの最初の1回の前に)敷設されてもよい。(Modification 1)
In the embodiments described above, the GRE method is used, but a pre-RF pulse may also be provided. Thereby, it is possible to obtain an image having a contrast depending on the type of pre-RF pulse. For NMR nuclei with short relaxation times (eg 23 Na), it is desirable to introduce a pre-RF pulse after each excitation pulse. Also, in the case of NMR nuclei with long relaxation times (e.g. 1 H), a pre-RF pulse may be laid for every excitation pulse or for every multiple excitation pulses (e.g. when integrating the signal N times). (before the first of N excitation pulses).
例えば、23NaをNMR原子核とする場合、緩和時間内に信号を取得すると、密度強調画像が得られるが、前置RFパルスを敷設することで、密度強調以外のコントラストが付与された画像を得られる。23NaをNMR原子核とする場合、実施例1でも説明したように、1HをNMR原子核とする場合のように、繰り返し時間を単純に変えることで密度強調以外のコントラストが得られるわけではないので、前置RFパルスの敷設によるコントラストの付与は有利である。For example, when using 23 Na as the NMR nucleus, a density-enhanced image can be obtained if the signal is acquired within the relaxation time, but by applying a pre-RF pulse, it is possible to obtain an image with contrast other than density emphasis. It will be done. When using 23 Na as the NMR nucleus, as explained in Example 1, unlike when using 1 H as the NMR nucleus, it is not possible to obtain contrast other than density enhancement by simply changing the repetition time. , the provision of contrast by the introduction of a pre-RF pulse is advantageous.
また、このとき、図5に示すような、前置RFパルスとして量子パルスを印加することとしてもよい。こうした量子パルスによれば、スピンエネルギーの遷移により、組織特異的なコントラストが得られると期待される。従来の1H-MRIであれば、緩和時間が数十msから数百msと長いので、緩和時間の違いやケミカルシフト励起を利用した組織の弁別が可能であった。しかし、緩和時間が短いNMR原子核の場合(例えば、緩和時間が20ms以下と短い23Naの場合)、こうした弁別が不可能である。量子パルスによれば、こうした緩和時間が短いNMR原子核においても、スピンエネルギーの遷移により、信号減衰する前に組織差異を強調することが可能となる。Further, at this time, a quantum pulse may be applied as a pre-RF pulse as shown in FIG. 5. With such quantum pulses, it is expected that tissue-specific contrast can be obtained due to spin energy transitions. With conventional 1 H-MRI, the relaxation time is long, ranging from several tens of ms to several hundred ms, so it is possible to discriminate between tissues using differences in relaxation time or chemical shift excitation. However, in the case of NMR nuclei with short relaxation times (for example, in the case of 23 Na, which has a short relaxation time of 20 ms or less), such discrimination is not possible. According to quantum pulses, even in NMR nuclei with short relaxation times, it is possible to emphasize tissue differences before the signal attenuates due to spin energy transitions.
量子パルスでは、90°パルス(+X方向)を印加した後、時間τ経過後に180°パルスを印加し、その後、時間2τおきに180°パルスを連続して印加する。このとき、連続180°パルスは、第2個目から、図5に示すように、反対極性(―X方向)の180°パルスを連続して印加するパルス列(APCP(Alternating Polarity Carr Purcell)と呼称される。S.Watanabe and S.Sasaki.J.Jpn.Appl.Phys.Express Lett.(2003))でもよいし、同じ極性の180°パルス(+Y方向)を連続して印加するパルス列((CPMG(Carr-Purcell-Meiboom-Gill)と呼ばれるパルス列)でもよい。 In the quantum pulse, after a 90° pulse (+X direction) is applied, a 180° pulse is applied after a time τ has elapsed, and then a 180° pulse is continuously applied every 2τ. At this time, the continuous 180° pulse is called a pulse train (APCP (Alternating Polarity Carr Purcell)) in which 180° pulses of opposite polarity (-X direction) are continuously applied from the second pulse as shown in FIG. S. Watanabe and S. Sasaki. J. Jpn. Appl. Phys. Express Lett. (2003)), or a pulse train ((CPMG (Carr-Purcell-Meiboom-Gill) may also be used.
なお、MRI信号生成のためには、前置RFパルスとそれに続く励起パルスによって生成されるNMR信号は、自由誘導減衰(FID)信号でもスピンエコー信号でもよい。また、前置RFパルスによって生成されるNMR信号には、励起パルスの印加前には、位相エンコード及び周波数エンコードにより位置情報が付加されず、上述したパルスシークエンス300又は他の変形例に係るパルスシークエンスにより、励起パルスの印加後に、位相エンコード及び周波数エンコードにより位置情報が付加される。
Note that for MRI signal generation, the NMR signal generated by the pre-RF pulse and the subsequent excitation pulse may be a free induction decay (FID) signal or a spin echo signal. In addition, position information is not added to the NMR signal generated by the pre-RF pulse by phase encoding and frequency encoding before application of the excitation pulse, and the pulse sequence according to the above-mentioned
(変形例2)
上述の実施形態では、3次元フーリエ変換を行っているが、Y方向の位相エンコードを割愛し、代わりに、Y方向に沿ってスライス選択を行い、各スライスについて、2次元フーリエ変換によりMRI画像を生成してもよい。また、このMRI画像の再構成を、逆フーリエ変換ではなく、人工知能AIや、深層学習によって実施してもよい。(Modification 2)
In the embodiment described above, a three-dimensional Fourier transform is performed, but the phase encoding in the Y direction is omitted, and instead, slice selection is performed along the Y direction, and for each slice, an MRI image is converted by a two-dimensional Fourier transform. may be generated. Moreover, the reconstruction of this MRI image may be performed by artificial intelligence AI or deep learning instead of inverse Fourier transform.
(変形例3)
エコーピークが周波数エンコード342の信号収集時間taの開始時間に近すぎると、信号収集時間taの起点と終点とで測定したMRI信号の信号強度が大きく食い違い、同一波形が周期的に連続しているという離散逆フーリエ変換の前提が崩れてしまうおそれもある。この場合、例えば、MRI画像にギプスリンギング偽像(縁に縁が多重にできる)などの偽像アーチファクトが生じてしまう。そこで、エコーピークは、こうした偽像アーチファクトが生じない程度に周波数エンコード勾配磁場342の信号収集時間taの開始時間から離れていることが好ましい。偽像アーチファクトの有無は、できあがったMRI画像を人間が目視することで確認できるし、同じ対象1の同じ部位について、上述の実施形態に従って生成したMRI画像と、エコーピークの位置を従来法と同様に信号収集時間taの中心とした基準画像とを、相関係数(例えば、ZNCC(Zero-mean Normalized Cross-Correlation)により求めた正規化相互相関係数)により比較して、相関係数が一定値(例えば、ZNCCにより求めた正規化相互相関係数なら、0.7)を超えるか否かでも判定できる。また、対象1又は対象1と同種の基準対象を用いた事前実験の結果に基づいて、画像生成処理のステップS12でのエコーピークの位置が、目視により偽像アーチファクトが確認されない又は前述の相関係数が一定値以上となるように、調整されることが好ましい。人工知能AIや深層学習によって偽像を除去してもよい。(Modification 3)
If the echo peak is too close to the start time of the signal acquisition time ta of the
(変形例4)
対象1が、厚み方向に均一な試料又は厚み方向の均一性が高い試料である場合(例えば、対象1が薄膜材料である場合)、当該厚み方向(例えば、薄膜に垂直な方向)に周波数エンコード勾配磁場、厚み方向に垂直で且つ互いに直行する方向(例えば、薄膜と平行な方向)に第1及び第2の位相エンコード勾配磁場を印加して当該試料の厚み方向の断面の二次元MRI画像を生成してもよく、この場合、エコーピーク位置は、信号収集開始と同時か、信号収集開始前でも差し支えない。こうした試料で、厚み方向に周波数エンコード勾配磁場を印加する(即ち、厚み方向に信号読み出し軸を設定する)場合、MR信号のピーク周辺は非常に緩い山型を描くので、信号収集時間taに対するエコーピーク位置の重要性は相対的に低い。(Modification 4)
If target 1 is a sample that is uniform in the thickness direction or a sample with high uniformity in the thickness direction (for example, if target 1 is a thin film material), frequency encoding is performed in the thickness direction (for example, a direction perpendicular to the thin film). A two-dimensional MRI image of a cross section in the thickness direction of the sample is obtained by applying first and second phase encoding gradient magnetic fields in directions perpendicular to the thickness direction and perpendicular to each other (for example, in a direction parallel to the thin film). In this case, the echo peak position may be generated at the same time or before the start of signal collection. When applying a frequency encoded gradient magnetic field in the thickness direction of such a sample (i.e., setting the signal readout axis in the thickness direction), the MR signal draws a very gentle mountain shape around the peak, so The importance of the echo peak position is relatively low.
(変形例5)
上述の実施形態において、信号の減衰を抑制するため、繰り返し時間は、T2緩和時間以下であることが望ましい。例えば、NMR原子核が23Naの場合、繰り返し時間は、30ms、20ms、10ms、又は6ms以下であることが望ましい。(Modification 5)
In the embodiments described above, in order to suppress signal attenuation, it is desirable that the repetition time be equal to or less than the T2 relaxation time. For example, when the NMR nucleus is 23 Na, the repetition time is preferably 30 ms, 20 ms, 10 ms, or 6 ms or less.
また、上述の実施形態において、信号収集時間taの長さとは無関係に、エコーピークの位置は、励起パルスの印加から観測できる主成分であるT2緩和時間経過までの間(T2緩和時間が複数成分からなる場合であれば、励起パルスの印加から、最長のT2緩和時間、最短のT2緩和時間、若しくはこれらの間のT2緩和時間の経過までの間)に生じることが好ましく、特に、励起パルスの印加からT2緩和時間(T2緩和時間が複数成分からなる場合であれば、それらのT2緩和時間のいずれか)の二分の一、三分の一、若しくは十分の一の経過までに生じることが好ましい。前置励起パルスの印加によって意図的に、短い緩和時間成分の信号の寿命が延長された場合は、見かけ上で長くなったT2緩和時間を参照する。In addition, in the above-described embodiment, the position of the echo peak is determined from the application of the excitation pulse to the elapse of the T2 relaxation time, which is the main component that can be observed, regardless of the length of the signal collection time t a (multiple T2 relaxation times If the component consists of an excitation pulse, it is preferable that the excitation pulse occurs between the application of the excitation pulse and the elapse of the longest T2 relaxation time, the shortest T2 relaxation time, or a T2 relaxation time between these. may occur until one-half, one-third, or one-tenth of the T2 relaxation time (if the T2 relaxation time consists of multiple components, any of those T2 relaxation times) has elapsed since the application of preferable. When the lifetime of a signal with a short relaxation time component is intentionally extended by applying a pre-excitation pulse, the apparently longer T2 relaxation time is referred to.
(変形例6)
上述の実施形態で、NMR原子核は、任意であり、スピン量子数が3/2の原子核でもよいし、23Naでもよい。(Modification 6)
In the embodiments described above, the NMR nucleus is arbitrary and may be a nucleus with a spin quantum number of 3/2 or may be 23 Na.
(変形例7)
上述の実施形態に、任意の他のMRI技術を組み合わせることができる。例えば、圧縮センシング法や、多量子(マルチ・クオンタム)コヒーレンス法を採用してもよい。特に、圧縮センシング法は、位相エンコードをガウシアンランダム(Gaussian-random)に選択するので、部分エコー法には適用できない。(Modification 7)
Any other MRI techniques can be combined with the embodiments described above. For example, a compressed sensing method or a multi-quantum coherence method may be employed. In particular, the compressed sensing method selects the phase encoding in a Gaussian-random manner, so it cannot be applied to the partial echo method.
(変形例8)
対象1に、上述したパルスシークエンス300又は上述の変形例に係るパルスシークエンスを印加することができれば、MRI装置100の構成は任意であり、種々の構成を採用することができる。(Modification 8)
As long as the above-described
(変形例9)
画像生成処理を実行するプログラムPGは、記憶部52に予め記憶されているものとしたが、着脱自在の記録媒体により配布・提供されてもよい。また、プログラムPGは、MRI装置100と接続された他の機器からダウンロードされるものであってもよい。また、MRI装置100は、他の機器と電気通信ネットワークなどを介して各種データの交換を行うことによりプログラムPGに従う各処理を実行してもよい。(Modification 9)
Although it is assumed that the program PG for executing the image generation process is stored in advance in the
(変形例10)
2種類以上の原子由来の信号(例えば、1H-NMR信号及び23Na-NMR信号)を取得するために、例えば、これにより2種類の原子の同時撮影を可能とするために、RFコイル31として、2種類以上の原子に対応した異なる周波数の2種類以上のRFパルスを送受信可能なコイルを採用してもよい。例えば、こうしたコイルとして、2種類以上の原子のラーモア周波数に同調された単一の送受信コイル、例えば、二重同調鳥かご型コイル、二重同調表面コイル、二重同調鞍型コイル、二重同調蝶型コイル、二重同調ソレノイドコイルなどを用いてもよいし、2種類以上の原子のラーモア周波数にそれぞれ個別に同調された2つ以上の送受信コイルを用いてもよい。(Modification 10)
In order to obtain signals derived from two or more types of atoms (for example, a 1 H-NMR signal and a 23 Na-NMR signal), for example, in order to enable simultaneous imaging of two types of atoms, the
さらに、RFコイル31の代わりに、RFパルス送信用コイルと、MRI信号受信用コイルとを別々に構成する場合、RFパルス送信用コイルとして、2種類以上の原子のラーモア周波数に同調された単一の送信コイル又は2種類以上の原子のラーモア周波数にそれぞれ個別に同調された2つ以上の送信コイルを用いてもよく、また、MRI信号受信用コイルとして、2種類以上の原子のラーモア周波数に同調された単一の受信コイル又は2種類以上の原子のラーモア周波数にそれぞれ個別に同調された2つ以上の受信コイルを用いてもよい。
Furthermore, when configuring an RF pulse transmitting coil and an MRI signal receiving coil separately instead of the
RFコイル31又はMRI信号受信用コイルとして、上述のコイルを用いる場合、異なる原子用のRF受信ケーブル間で干渉が抑制され、コンパクトな空間内で高いS/N比を得られるように、異なる原子用のコイル並びに付随する共振回路及びRF受信ケーブル(同軸ケーブル)は配置されるとよい。例えば、測定対象の原子が2種類の場合、一方の原子用の共振回路(ただし、コイルを除く部分)及びRF受信ケーブルは、他方の原子用の共振回路(ただし、コイルを除く部分)及びRF受信ケーブルと重ならないように配置され、例えば、単一のコイル又は近接して(例えば、重ねて又は同軸に)配置されたインダクタンスの異なる2つコイルから、図10に示すように、反対方向に延びるように、配置されるのが好ましい。
When using the above-mentioned coil as the
(実施例)
(実施例1:1H-NMR信号と23Na-NMR信号の感度の比較)
NMR信号強度の比較では、直径及び形状の似た、1H用(9.4テスラ)又は23Na用(9.4テスラ)のRFコイル(内径φ15mm、ギャップ10mm、2巻x2のヘルムホルツ型)を備えたNMR装置を用い、コイル内に食塩水(0.9w/v%)2mlの入ったプラスチック試験管を配置し、当該食塩水に励起パルスを印加して、FID信号をそれぞれ計測した。NMR信号の絶対強度の計測のために、別途用意した高周波発信機から強度-120dBm~0dBmの連続サイン波を疑似信号として前置増幅器に入力して、事前に収集したNMR信号の強度になるように高周波発信機の出力を調整することで、1Hと23NaのNMR信号のRFコイル以降の信号強度(dBm)をそれぞれ計測した。測定結果を図7に示す。この試料由来の1H-NMR信号の強度は、同試料由来の23Na-NMR信号の強度のおよそ20,000倍であった。(Example)
(Example 1: Comparison of sensitivity between 1 H-NMR signal and 23 Na-NMR signal)
For the comparison of NMR signal intensity, we used 1 H (9.4 Tesla) or 23 Na (9.4 Tesla) RF coils (inner diameter φ15 mm,
速い繰返しTRによるT1飽和によって、図7の左の方(TR<50ms)の23Na-NMR信号が落ち込んでいることがわかるが、23Naは単原子で存在しており、他の原子分子とも結合していないので周辺との緩和エネルギーの授受は、1H(プロトン)ほどには頻繁に起こらないので、図7の左で生じているのはT1強調ではなく、全体としての信号落ち込みと考えるのが妥当である。従って、TR<50ms(例えば、TRが20ms程度の)のパルスシークエンスで得られる23Na-NMR信号は、Na密度分布を反映したものと考えられる。It can be seen that the 23 Na-NMR signal on the left side of Figure 7 (TR < 50 ms) is depressed due to T1 saturation due to fast repeated TR, but 23 Na exists as a single atom and does not interact with other atoms or molecules. Since it is not bonded, the exchange of relaxation energy with the surroundings does not occur as frequently as with 1H (protons), so what is occurring on the left side of Figure 7 is not T1 emphasis, but an overall signal drop. is reasonable. Therefore, the 23 Na-NMR signal obtained with a pulse sequence with TR<50 ms (for example, TR of about 20 ms) is considered to reflect the Na density distribution.
(実施例2:T1緩和時間及びT2緩和時間)
実施例1の23Na-NMR装置を用いて、種々の食塩水を対象に、T1緩和時間及びT2緩和時間を測定した。飽和回復法に依って測定した様々な濃度(0.9w/v%~26.4w/v%)の食塩水(2ml)のT1緩和時間は100ms以下であった。90度パルスによる減衰曲線のフィッティングによって計測した種々の濃度のT2緩和時間は、20ms程度のものがほとんどであり、2~3ms程度の非常に速い緩和時間成分も観測された。(Example 2: T1 relaxation time and T2 relaxation time)
Using the 23 Na-NMR apparatus of Example 1, the T1 relaxation time and T2 relaxation time of various saline solutions were measured. The T1 relaxation times of saline solutions (2 ml) at various concentrations (0.9 w/v % to 26.4 w/v %) measured by the saturation recovery method were 100 ms or less. Most of the T2 relaxation times of various concentrations measured by fitting the attenuation curve using a 90-degree pulse were about 20 ms, and very fast relaxation time components of about 2 to 3 ms were also observed.
(実施例3:マウスでのMRI画像撮影)
マウスの保持に適した保持部を備え、図1で示した構成を備えた23Na-MRI装置を用いマウスでのMRI画像撮影を行った。このMRI装置の構成は、23NaからNMR信号を得られかつ励起RFパルスを送信できる送受信兼用RFコイルを用い、上述の画像生成処理を行う点以外は、従来の1H-MRI装置と同様である。こうした装置の詳細は、特開2015-145853号明細書を参照されたい。パルスシークエンスとしては、三次元勾配エコー法を用い、420μm×420μmの撮影領域に対して、64ピクセル×64ピクセルの画素数で位相エンコード及び周波数エンコードを行い、繰り返し時間は20ms、信号収集時間taは5.12ms、積算回数は20回、撮像時間は7分とした。このとき、エコーピークが、リフェーズ用の周波数エンコード勾配磁場の印加開始から2ms未満のうちに生じるように、ディフェーズ用の周波数エンコード勾配磁場は調整した。また、マウスは、C57BL/6であり、腎阻血再還流術手術を施したもの(手術群)と、未手術のもの(対照群)とを用いた。手術群と対照群での腎臓付近の横断面画像を、図8に示す。(Example 3: MRI image capture with mouse)
An MRI image of a mouse was taken using a 23 Na-MRI apparatus equipped with a holding part suitable for holding a mouse and having the configuration shown in FIG. 1. The configuration of this MRI device is similar to the conventional 1 H-MRI device, except that it uses a transmitting/receiving RF coil that can obtain NMR signals from 23 Na and transmit excitation RF pulses, and performs the image generation process described above. be. For details of such a device, please refer to Japanese Patent Application Laid-Open No. 2015-145853. As a pulse sequence, a three-dimensional gradient echo method was used, and phase encoding and frequency encoding were performed with a pixel count of 64 pixels x 64 pixels for an imaging area of 420 μm x 420 μm, the repetition time was 20 ms, and the signal acquisition time was ta. was 5.12 ms, the number of integrations was 20, and the imaging time was 7 minutes. At this time, the frequency encoding gradient magnetic field for dephasing was adjusted so that the echo peak occurred within 2 ms from the start of application of the frequency encoding gradient magnetic field for rephasing. In addition, the mice were C57BL/6, and those that underwent renal ischemia reperfusion surgery (surgery group) and those that did not undergo surgery (control group) were used. Figure 8 shows cross-sectional images of the vicinity of the kidneys in the surgical group and the control group.
(実施例4:23Na-NMR信号測定での同一計測時間における繰り返し時間と積算信号値の関係)
実施例1の23Na-NMR装置及び1H-NMR装置を用いて、計測時間を100秒とし、繰り返し時間を様々に変えたときの、種々の食塩水試料での23Na-NMR信号及び1H-NMR信号の積算信号値を測定した。その結果を、図9に示す。なお、図9に示す指数回帰式(y=a×xb)は、計測時間をx、繰り返し時間をyとしたときのものである。(Example 4: Relationship between repetition time and integrated signal value at the same measurement time in 23 Na-NMR signal measurement)
23 Na-NMR signals and 1 H of various saline samples using a 23 Na-NMR device and a 1 H-NMR device in Example 1, with a measurement time of 100 seconds and various repetition times. - The integrated signal value of the NMR signal was measured. The results are shown in FIG. Note that the exponential regression equation (y=a×x b ) shown in FIG. 9 is when the measurement time is x and the repetition time is y.
繰り返し時間をTR、積算回数をNとしたとき、計測時間t=TR×Nであるが、一般に、1H-MRIの場合、信号対ノイズ比(S/N比)は、√tに比例することが知られている。これは、信号強度は積算回数Nに比例して大きくなるものの、ノイズには冗長性があり√Nでしか減少しないためである。また、TRは1H-MRIにおいて被写体の画像コントラストを決定する重要な要素であるため、意図するTRから極端に長い又は短い設定をすることはできない。When the repetition time is TR and the number of integrations is N, the measurement time is t = TR x N. Generally, in the case of 1 H-MRI, the signal-to-noise ratio (S/N ratio) is proportional to √t. It is known. This is because although the signal strength increases in proportion to the number of integrations N, noise has redundancy and decreases only by √N. Furthermore, since TR is an important element that determines the image contrast of a subject in 1 H-MRI, it is not possible to set it extremely long or short from the intended TR.
図9に示すように、1H-NMR信号(図9で一番上のグラフ)は、計測時間の約-0.5乗で減少する一方、ノイズ(図9で一番下のグラフ)も、計測時間の約-0.5乗で減少している。従って、1H-NMR信号対ノイズのS/N比は、計測時間が変化してもほぼ一定である。これは、繰り返し時間TRを減少させて信号積算回数Nを稼いでも、計測時間が一定であれば、S/N比が改善しないことを意味している。As shown in FIG. 9, the 1 H-NMR signal (the top graph in FIG. 9) decreases approximately to the -0.5 power of the measurement time, while the noise (the bottom graph in FIG. 9) also decreases. , decreases by approximately -0.5 power of measurement time. Therefore, the S/N ratio of 1 H-NMR signal to noise remains almost constant even if the measurement time changes. This means that even if the number of signal integrations N is increased by decreasing the repetition time TR, the S/N ratio will not improve if the measurement time is constant.
一方、23Na-NMR信号(図9で1H-NMR信号のグラフとノイズのグラフトの間のグラフ)は、計測時間の約-0.7乗~約-0.9乗で減少する。このとき、23Na-NMR信号対ノイズのS/N比は、計測時間に対して-0.2~-0.4乗で減少する(x-0.7÷x-0.5=x-0.2~x-0.9÷x-0.5=x-0.4)こととなる。これは、23Na-NMR信号の場合、計測時間が一定であっても、繰り返し時間TRを減少させて信号積算回数Nを稼げば、S/N比が改善することを意味している。On the other hand, the 23 Na-NMR signal (the graph between the graph of the 1 H-NMR signal and the noise graft in FIG. 9) decreases at a rate of about -0.7 to about -0.9 power of the measurement time. At this time, the S/N ratio of the 23 Na-NMR signal to noise decreases by the -0.2 to -0.4 power with respect to the measurement time (x -0.7 ÷ x -0.5 = x - 0.2 ~ x -0.9 ÷ x -0.5 = x -0.4 ). This means that in the case of a 23 Na-NMR signal, even if the measurement time is constant, the S/N ratio can be improved by decreasing the repetition time TR and increasing the number of signal integrations N.
また、23Na-NMR信号では、指数回帰式の乗数と、Na濃度とは、負の相関関係にあるので、あらかじめ、種々の濃度のNaを含む試料(例えば、種々の濃度の食塩水)に対して同一計測時間で繰り返し時間を様々に変更して信号強度を測定し、各試料での指数回帰式の乗数を求め、Naの濃度と乗数との関係式(例えば、1次関数)を求めておけば、以降は、Na濃度が未知の試料で同一計測時間で繰り返し時間を様々に変更して信号強度を測定し、当該試料での指数回帰式の乗数を求め、当該乗数を前記関係式に当てはめることで、試料中のNa濃度を測定することができる。また、この濃度測定法は、Na以外の原子核(例えば、スピン量子数が3/2の原子核)にも適用できると考えられる。In addition, in the 23 Na-NMR signal, there is a negative correlation between the multiplier of the exponential regression equation and the Na concentration. On the other hand, the signal intensity is measured by varying the repetition time with the same measurement time, and the multiplier of the exponential regression equation for each sample is determined, and the relational expression (for example, a linear function) between the Na concentration and the multiplier is determined. Then, from now on, measure the signal intensity of a sample with unknown Na concentration by varying the repetition time with the same measurement time, find the multiplier of the exponential regression equation for the sample, and apply the multiplier to the above relational equation. By applying this, the Na concentration in the sample can be measured. Further, this concentration measurement method is considered to be applicable to atomic nuclei other than Na (for example, atomic nuclei with a spin quantum number of 3/2).
(実施例5:1H/23Na-デュアルMRI装置によるマウス体内でのNa動態の観察)
1H/23Na-デュアルMRI装置は、400MHz超電磁マグネット(JASTEC社製、Narrow boreシリーズ、ボア径54ミリ)と、この超電磁マグネットのボア内に配置される、図10に示すような測定台とを含む。測定台は、図10(a)に示すように一側面の開いた筒状であり、この開いた部分から、1H/23Na測定用の送受信用表面コイルが取り付けられた底板をはめ込む。底板の表面には、図10(a)に示すように、1H用表面コイルと23Na用表面コイルとが重ねて配置されており、測定時には、これらのコイルと底板との間にマウスが配置され、マウスの背中側で腎臓周辺にコイルが当たる。また、底板の裏面には、図10(b)に示すように、1H用表面コイルのための共振回路のうちコイルを除く部分及びRFケーブルと23Na用表面コイルの共振回路のうちコイルを除く部分及びRFケーブルが、互いに反対方向に延びるように配置されている。その他の構成は、23Naについて上述の実施形態に基づき信号取得を行う点を除けば、従来の多原子用MRI装置と同様である。(Example 5: Observation of Na dynamics in mouse body using 1 H/ 23 Na-dual MRI device)
The 1 H/ 23 Na-dual MRI system uses a 400 MHz super-electromagnetic magnet (manufactured by JASTEC, Narrow bore series, bore diameter 54 mm) and a measurement device placed inside the bore of this super-electromagnetic magnet as shown in Figure 10. Includes stand. The measurement stand has a cylindrical shape with one side open as shown in FIG. 10(a), and a bottom plate to which a transmitting/receiving surface coil for 1 H/ 23 Na measurement is attached is fitted into the open part. As shown in Fig. 10(a), a surface coil for 1H and a surface coil for 23Na are placed on top of each other on the surface of the bottom plate, and during measurement, a mouse is placed between these coils and the bottom plate. The coil is placed around the kidneys on the dorsal side of the mouse. In addition, on the back of the bottom plate, as shown in Figure 10(b), there is a section of the resonant circuit for the 1H surface coil excluding the coil, and a portion of the resonant circuit of the RF cable and the 23Na surface coil. The removed portion and the RF cable are arranged to extend in opposite directions. The rest of the configuration is the same as the conventional polyatomic MRI apparatus, except that signal acquisition is performed for 23 Na based on the above-described embodiment.
上記の1H/23Na-デュアルMRI装置を用いて、フロセミド処理(1ミリccを注射器で腎臓に注入)後のマウス体内でのNa動態を観察した。1H/23Naの測定を同一断面で交互に繰り返すことで、同一期間での1H画像と23Naとを取得した。観察期間を通して、1H画像には、フロセミド処理による変化はみられなかった。一方、23Na画像では、フロセミド処理後約2分までは、腎臓でNa濃度が増加した(信号強度が増加した)が、それ以降は、腎臓でのNa濃度は減少し(信号強度が減少し)、代わりに、大腸でNa濃度が増加した。この結果は、フロセミド処理による従来の知見と整合するものであり、本装置がマウスの体内でのNa動態の経時的な観察に適していることを示した。Using the above 1 H/ 23 Na-dual MRI device, Na dynamics in the mouse body after furosemide treatment (1 mmcc injected into the kidney with a syringe) was observed. By repeating the measurement of 1 H/ 23 Na alternately on the same cross section, 1 H images and 23 Na images were obtained during the same period. Throughout the observation period, no changes were observed in the 1 H images due to furosemide treatment. On the other hand, in the 23Na image, the Na concentration in the kidney increased (signal intensity increased) until about 2 minutes after furosemide treatment, but after that, the Na concentration in the kidney decreased (signal intensity decreased). ), instead, Na concentration increased in the large intestine. This result was consistent with the conventional findings based on furosemide treatment, and showed that this device is suitable for observing Na dynamics over time in the mouse body.
この発明は、この発明の広義の精神と範囲を逸脱することなく、様々な実施の形態及び変形が可能とされるものである。また、上述した実施の形態は、この発明を説明するためのものであり、この発明の範囲を限定するものではない。すなわち、この発明の範囲は、実施の形態ではなく、特許請求の範囲によって示される。そして、特許請求の範囲内及びそれと同等の発明の意義の範囲内で施される様々な変形が、この発明の範囲内とみなされる。 This invention is capable of various embodiments and modifications without departing from the broad spirit and scope of this invention. Further, the embodiments described above are for explaining the present invention, and do not limit the scope of the present invention. That is, the scope of the invention is indicated by the claims rather than the embodiments. Various modifications made within the scope of the claims and the meaning of the invention equivalent thereto are considered to be within the scope of this invention.
なお、本願については、2019年5月17日に出願された日本国特許出願2019-093569号を基礎とする優先権を主張し、本明細書中に日本国特許出願2019-093569号の明細書、特許請求の範囲、図面全体を参照として取り込むものとする。 This application claims priority based on Japanese Patent Application No. 2019-093569 filed on May 17, 2019, and the specification of Japanese Patent Application No. 2019-093569 is included in this specification. , the claims, and the drawings are hereby incorporated by reference in their entirety.
100…MRI装置
1…対象
2…保持部
3…ボア
10…静磁場コイル
20…勾配磁場発生部、21…勾配磁場コイル、22…勾配磁場コイル駆動部
30…RFパルス印加部、31…RFコイル、32…RFコイル駆動部
40…受信部
50…制御装置
51…制御部、51a…パルス制御部、51b…画像生成部
52…記憶部、PG…プログラム
60…表示部
70…操作部
300…パルスシークエンス
311…α°パルス
351…信号
352…MRI信号
321…第1の位相エンコード勾配磁場
331…第2の位相エンコード勾配磁場
341、342…周波数エンコード勾配磁場DESCRIPTION OF
Claims (8)
前記静磁場内に対象を保持する対象保持部と、
前記静磁場内の前記対象に、励起パルス、位相エンコード勾配磁場、及び周波数エンコード勾配磁場を含むパルスシークエンスを印加し、前記励起パルスの印加により前記対象からNMR信号を生じさせ、前記周波数エンコード勾配磁場の印加により当該NMR信号をディフェーズさせた後にリフェーズさせるパルス印加部と、
異なる振幅の前記位相エンコード勾配磁場により位相エンコードされた前記NMR信号のそれぞれを、前記パルス印加部により前記周波数エンコード勾配磁場を印加して前記NMR信号をリフェーズさせている最中に検出する検出部と、
前記検出部が検出した前記NMR信号から画像を生成する画像生成部と、
を備え、
前記パルス印加部は、前記NMR信号をリフェーズさせるための前記周波数エンコード勾配磁場の印加から信号取得時間の半分より前、かつ、前記励起パルスの印加から測定対象の原子の複数のT2緩和時間のうち最長でないものに等しい時間が経過するまでにエコーピークがくるような前記パルスシークエンスを前記対象に印加し、
前記検出部は、前記NMR信号をリフェーズさせるための前記周波数エンコード勾配磁場の印加から前記信号取得時間経過までの全域に渡って前記NMR信号を検出し、
前記画像生成部は、前記全域に渡って検出された前記NMR信号全体から前記画像を生成し、
前記パルスシークエンスに、極性が交互に反転する連続180°パルスを含む前置RFパルスを敷設することによって、コントラスト画像を生成する、
ことを特徴とする、核磁気共鳴イメージング装置。a static magnetic field forming section that forms a static magnetic field;
an object holding unit that holds the object within the static magnetic field;
applying a pulse sequence comprising an excitation pulse, a phase-encoding gradient magnetic field, and a frequency-encoding gradient magnetic field to the object in the static magnetic field; application of the excitation pulse produces an NMR signal from the object; and the frequency-encoding gradient magnetic field a pulse application unit that dephases and then rephases the NMR signal by applying;
a detecting unit that detects each of the NMR signals phase-encoded by the phase-encoding gradient magnetic fields of different amplitudes while the pulse applying unit is applying the frequency-encoding gradient magnetic field to rephase the NMR signal; ,
an image generation unit that generates an image from the NMR signal detected by the detection unit;
Equipped with
The pulse application unit is configured to apply a signal at least half of the signal acquisition time from the application of the frequency encoded gradient magnetic field for rephasing the NMR signal, and from among the plurality of T2 relaxation times of the atoms to be measured from the application of the excitation pulse. applying to the subject the pulse sequence such that the echo peak occurs before a time equal to the longest one has elapsed;
The detection unit detects the NMR signal over the entire range from the application of the frequency encode gradient magnetic field for rephasing the NMR signal until the signal acquisition time elapses,
The image generation unit generates the image from the entire NMR signal detected over the entire area,
generating a contrast image by introducing into the pulse sequence a pre-RF pulse comprising successive 180° pulses of alternating polarity;
A nuclear magnetic resonance imaging device characterized by:
繰り返し時間が30ms未満であり、
前記画像が密度分布画像である、
請求項1から3のいずれか1項に記載の核磁気共鳴イメージング装置。The atom to be measured is 23 Na,
the repetition time is less than 30ms,
the image is a density distribution image;
The nuclear magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 3.
前記画像生成部は、前記位相エンコードが同じ複数回の前記パルスシークエンスから得られた前記NMR信号を積算し、積算された前記NMR信号に基づいて前記画像を生成する、
請求項1から4のいずれか1項に記載の核磁気共鳴イメージング装置。The pulse application unit applies the pulse sequence having the same phase encode to the target multiple times,
The image generation unit integrates the NMR signals obtained from the plurality of pulse sequences having the same phase encoding, and generates the image based on the integrated NMR signals.
The nuclear magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 4.
請求項1から5のいずれか1項に記載の核磁気共鳴イメージング装置。The pulse application unit is capable of applying two or more types of excitation pulses having different frequencies corresponding to two types of atoms.
The nuclear magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 5.
異なる振幅の前記位相エンコード勾配磁場により位相エンコードされた前記NMR信号のそれぞれを、前記パルス印加工程により前記周波数エンコード勾配磁場を印加して前記NMR信号をリフェーズさせている最中に検出する検出工程と、
前記検出工程で検出した前記NMR信号から画像を生成する画像生成工程と、
を備え、
前記パルス印加工程では、前記NMR信号をリフェーズさせるための前記周波数エンコード勾配磁場の印加から信号取得時間の半分より前、かつ、前記励起パルスの印加から測定対象の原子の複数のT2緩和時間のうち最長でないものに等しい時間が経過するまでにエコーピークがくるような前記パルスシークエンスを前記対象に印加し、
前記検出工程では、前記NMR信号をリフェーズさせるための前記周波数エンコード勾配磁場の印加から前記信号取得時間経過までの全域に渡って前記NMR信号を検出し、
前記画像生成工程では、前記全域に渡って検出された前記NMR信号全体から前記画像を生成し、
前記パルスシークエンスに、極性が交互に反転する連続180°パルスを含む前置RFパルスを敷設することによって、コントラスト画像を生成する、
ことを特徴とする、核磁気共鳴イメージング方法。applying a pulse sequence comprising an excitation pulse, a phase-encoding gradient magnetic field, and a frequency-encoding gradient magnetic field to an object in a static magnetic field, the application of the excitation pulse producing an NMR signal from the object, and the application of the frequency-encoding gradient magnetic field; a pulse application step of dephasing and then rephasing the NMR signal;
a detection step of detecting each of the NMR signals phase-encoded by the phase-encoding gradient magnetic fields of different amplitudes while the frequency-encoding gradient magnetic field is applied in the pulse application step to rephase the NMR signal; ,
an image generation step of generating an image from the NMR signal detected in the detection step;
Equipped with
In the pulse application step, the frequency encoded gradient magnetic field for rephasing the NMR signal is applied before half of the signal acquisition time, and from the application of the excitation pulse to one of the plurality of T2 relaxation times of the atoms to be measured. applying to the subject the pulse sequence such that the echo peak occurs before a time equal to the longest one has elapsed;
In the detection step, the NMR signal is detected over the entire range from the application of the frequency encode gradient magnetic field for rephasing the NMR signal until the signal acquisition time elapses;
In the image generation step, the image is generated from the entire NMR signal detected over the entire area,
generating a contrast image by introducing into the pulse sequence a pre-RF pulse comprising successive 180° pulses of alternating polarity;
A nuclear magnetic resonance imaging method characterized by:
パルス印加部に、静磁場内の対象に、励起パルス、位相エンコード勾配磁場、及び周波数エンコード勾配磁場を含むパルスシークエンスを印加させ、前記励起パルスの印加により前記対象からNMR信号を生じさせ、前記周波数エンコード勾配磁場の印加により当該NMR信号をディフェーズさせた後にリフェーズさせるパルス印加手段であって、前記NMR信号をリフェーズさせるための前記周波数エンコード勾配磁場の印加から信号取得時間の半分より前、かつ、前記励起パルスの印加から測定対象の原子の複数のT2緩和時間のうち最長でないものに等しい時間が経過するまでにエコーピークがくるような前記パルスシークエンスを前記対象に印加させ、前記パルスシークエンスに、極性が交互に反転する連続180°パルスを含む前置RFパルスを敷設することによって、コントラスト画像を生成するパルス印加手段、
検出部に、異なる振幅の前記位相エンコード勾配磁場により位相エンコードされた前記NMR信号のそれぞれを、前記パルス印加部により前記周波数エンコード勾配磁場を印加して前記NMR信号をリフェーズさせている最中に検出させる検出手段であって、前記NMR信号をリフェーズさせるための前記周波数エンコード勾配磁場の印加から前記信号取得時間経過までの全域に渡って前記NMR信号を検出させる検出手段、
画像生成部に、前記検出部で検出した前記NMR信号から画像を生成させる画像生成手段であって、前記全域に渡って検出された前記NMR信号全体から前記画像を生成させる、画像生成手段、
として機能させる、プログラム。computer,
The pulse application unit applies a pulse sequence including an excitation pulse, a phase encoded gradient magnetic field, and a frequency encoded gradient magnetic field to an object in a static magnetic field, generates an NMR signal from the object by application of the excitation pulse, and generates an NMR signal from the object by applying the excitation pulse, and A pulse application means for dephasing and then rephasing the NMR signal by applying an encoding gradient magnetic field, the pulse application means being earlier than half of the signal acquisition time from the application of the frequency encoding gradient magnetic field for rephasing the NMR signal, and Applying to the object the pulse sequence such that the echo peak occurs before a time equal to the non-longest T2 relaxation time of the plurality of T2 relaxation times of the atoms of the measurement object elapses after application of the excitation pulse, and the pulse sequence includes: pulsing means for producing a contrast image by laying down a pre-RF pulse comprising successive 180° pulses of alternating polarity;
A detection unit detects each of the NMR signals phase-encoded by the phase-encoded gradient magnetic field having different amplitudes while the pulse application unit is applying the frequency-encoded gradient magnetic field to rephase the NMR signal. detection means for detecting the NMR signal over the entire range from application of the frequency encoded gradient magnetic field for rephasing the NMR signal to elapse of the signal acquisition time;
Image generation means for causing an image generation unit to generate an image from the NMR signal detected by the detection unit, the image generation unit causing the image generation unit to generate the image from the entire NMR signal detected over the entire area;
A program that functions as
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Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2013094582A1 (en) | 2011-12-21 | 2013-06-27 | 独立行政法人科学技術振興機構 | Nmr imaging device and nmr imaging method |
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Family Cites Families (5)
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---|---|---|---|---|
JPS6029685A (en) * | 1983-07-28 | 1985-02-15 | Yokogawa Hokushin Electric Corp | Inspecting method by nuclear magnetic resonance |
JPH0767443B2 (en) * | 1990-02-06 | 1995-07-26 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging method |
US5285158A (en) * | 1992-08-06 | 1994-02-08 | Wisconsin Alumni Research Foundation | NMR angiography using fast pulse sequences with preparatory pulses |
JP3205079B2 (en) * | 1992-09-11 | 2001-09-04 | 株式会社日立メディコ | Magnetic resonance imaging equipment |
JPH07178070A (en) * | 1993-12-22 | 1995-07-18 | Hitachi Medical Corp | Magnetic resonance imaging method |
-
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Patent Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2013094582A1 (en) | 2011-12-21 | 2013-06-27 | 独立行政法人科学技術振興機構 | Nmr imaging device and nmr imaging method |
JP2014210175A (en) | 2013-04-04 | 2014-11-13 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging apparatus |
Non-Patent Citations (2)
Title |
---|
BOTTOMLEY, P. A.,Sodium MRI in human heart: a review,NMR IN BIOMEDICINE,2016年,Vol.29,pp.187-196 |
GREISER, A, et al.,Fast 3D 23Na Gradient Echo MRI of the Human Heart,Proceedings of International Society for Magnetic Resonance in Medicine,1999年,pp.1308 |
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