JP7412787B2 - Nuclear magnetic resonance imaging device, nuclear magnetic resonance imaging method, and program - Google Patents
Nuclear magnetic resonance imaging device, nuclear magnetic resonance imaging method, and program Download PDFInfo
- Publication number
- JP7412787B2 JP7412787B2 JP2021520776A JP2021520776A JP7412787B2 JP 7412787 B2 JP7412787 B2 JP 7412787B2 JP 2021520776 A JP2021520776 A JP 2021520776A JP 2021520776 A JP2021520776 A JP 2021520776A JP 7412787 B2 JP7412787 B2 JP 7412787B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- pulse
- gradient magnetic
- nmr signal
- application
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Active
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 47
- 238000013421 nuclear magnetic resonance imaging Methods 0.000 title claims description 16
- 238000005481 NMR spectroscopy Methods 0.000 claims description 112
- 230000005284 excitation Effects 0.000 claims description 45
- 238000001208 nuclear magnetic resonance pulse sequence Methods 0.000 claims description 44
- 230000003068 static effect Effects 0.000 claims description 44
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 29
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 18
- 230000006870 function Effects 0.000 claims description 4
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 description 88
- 239000011734 sodium Substances 0.000 description 38
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 13
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 13
- 230000008569 process Effects 0.000 description 11
- 241000699666 Mus <mouse, genus> Species 0.000 description 10
- 230000010354 integration Effects 0.000 description 10
- 238000005160 1H NMR spectroscopy Methods 0.000 description 9
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 9
- FAPWRFPIFSIZLT-UHFFFAOYSA-M Sodium chloride Chemical compound [Na+].[Cl-] FAPWRFPIFSIZLT-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 8
- 210000003734 kidney Anatomy 0.000 description 7
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 6
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 5
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 4
- 238000002592 echocardiography Methods 0.000 description 4
- ZZUFCTLCJUWOSV-UHFFFAOYSA-N furosemide Chemical compound C1=C(Cl)C(S(=O)(=O)N)=CC(C(O)=O)=C1NCC1=CC=CO1 ZZUFCTLCJUWOSV-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 229960003883 furosemide Drugs 0.000 description 4
- 230000005415 magnetization Effects 0.000 description 4
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 4
- 239000011780 sodium chloride Substances 0.000 description 4
- 238000013473 artificial intelligence Methods 0.000 description 3
- 238000013135 deep learning Methods 0.000 description 3
- 238000000691 measurement method Methods 0.000 description 3
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 3
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 3
- 230000008685 targeting Effects 0.000 description 3
- 239000010409 thin film Substances 0.000 description 3
- DGAQECJNVWCQMB-PUAWFVPOSA-M Ilexoside XXIX Chemical compound C[C@@H]1CC[C@@]2(CC[C@@]3(C(=CC[C@H]4[C@]3(CC[C@@H]5[C@@]4(CC[C@@H](C5(C)C)OS(=O)(=O)[O-])C)C)[C@@H]2[C@]1(C)O)C)C(=O)O[C@H]6[C@@H]([C@H]([C@@H]([C@H](O6)CO)O)O)O.[Na+] DGAQECJNVWCQMB-PUAWFVPOSA-M 0.000 description 2
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 230000006698 induction Effects 0.000 description 2
- 238000011084 recovery Methods 0.000 description 2
- 229910052708 sodium Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000000243 solution Substances 0.000 description 2
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 2
- 238000011740 C57BL/6 mouse Methods 0.000 description 1
- 238000012307 MRI technique Methods 0.000 description 1
- 241000699670 Mus sp. Species 0.000 description 1
- 206010063897 Renal ischaemia Diseases 0.000 description 1
- 210000001015 abdomen Anatomy 0.000 description 1
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- 239000007864 aqueous solution Substances 0.000 description 1
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 1
- 210000004556 brain Anatomy 0.000 description 1
- 230000008859 change Effects 0.000 description 1
- 238000012790 confirmation Methods 0.000 description 1
- 239000000470 constituent Substances 0.000 description 1
- 238000007796 conventional method Methods 0.000 description 1
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 1
- 238000012217 deletion Methods 0.000 description 1
- 230000037430 deletion Effects 0.000 description 1
- 230000000994 depressogenic effect Effects 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 230000009977 dual effect Effects 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 230000004907 flux Effects 0.000 description 1
- 230000007274 generation of a signal involved in cell-cell signaling Effects 0.000 description 1
- 229910052739 hydrogen Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000001257 hydrogen Substances 0.000 description 1
- 238000007689 inspection Methods 0.000 description 1
- 238000002075 inversion recovery Methods 0.000 description 1
- 150000002500 ions Chemical class 0.000 description 1
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 description 1
- 210000002429 large intestine Anatomy 0.000 description 1
- 150000002605 large molecules Chemical class 0.000 description 1
- 238000012886 linear function Methods 0.000 description 1
- 150000002632 lipids Chemical class 0.000 description 1
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 1
- 229920002521 macromolecule Polymers 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 1
- 230000007170 pathology Effects 0.000 description 1
- 239000002504 physiological saline solution Substances 0.000 description 1
- 238000003672 processing method Methods 0.000 description 1
- 230000002250 progressing effect Effects 0.000 description 1
- 230000001737 promoting effect Effects 0.000 description 1
- 230000010410 reperfusion Effects 0.000 description 1
- 238000011160 research Methods 0.000 description 1
- 238000012827 research and development Methods 0.000 description 1
- 230000004044 response Effects 0.000 description 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 1
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 1
- 238000011179 visual inspection Methods 0.000 description 1
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N24/00—Investigating or analyzing materials by the use of nuclear magnetic resonance, electron paramagnetic resonance or other spin effects
- G01N24/08—Investigating or analyzing materials by the use of nuclear magnetic resonance, electron paramagnetic resonance or other spin effects by using nuclear magnetic resonance
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Pathology (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Immunology (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
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
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2019093569 | 2019-05-17 | ||
| JP2019093569 | 2019-05-17 | ||
| PCT/JP2020/019524 WO2020235505A1 (en) | 2019-05-17 | 2020-05-15 | Nuclear magnetic resonance imaging device, nuclear magnetic resonance imaging method, and program |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPWO2020235505A1 JPWO2020235505A1 (en) | 2020-11-26 |
| JPWO2020235505A5 JPWO2020235505A5 (en) | 2022-05-06 |
| JP7412787B2 true JP7412787B2 (en) | 2024-01-15 |
Family
ID=73458326
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2021520776A Active JP7412787B2 (en) | 2019-05-17 | 2020-05-15 | Nuclear magnetic resonance imaging device, nuclear magnetic resonance imaging method, and program |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP7412787B2 (en) |
| WO (1) | WO2020235505A1 (en) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN113768488B (en) | 2021-09-23 | 2022-03-08 | 中国科学院自动化研究所 | Magnetic nanoparticle imaging method and system based on non-uniform excitation field |
| CN116930836B (en) * | 2023-09-18 | 2023-11-24 | 哈尔滨医科大学 | Multi-core synchronous integrated imaging optimal pulse power measuring method and system |
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 |
Family Cites Families (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| 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 |
-
2020
- 2020-05-15 JP JP2021520776A patent/JP7412787B2/en active Active
- 2020-05-15 WO PCT/JP2020/019524 patent/WO2020235505A1/en active Application Filing
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 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPWO2020235505A1 (en) | 2020-11-26 |
| WO2020235505A1 (en) | 2020-11-26 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| CN105182264B (en) | The generation of Parameter Map in mr techniques | |
| US6603989B1 (en) | T2 contrast in magnetic resonance imaging with gradient echoes | |
| US7772844B2 (en) | System and method for tissue specific MR imaging of metabolites using spectral-spatially formed stimulated echo | |
| CN102257399A (en) | Mr imaging with cest contrast enhancement | |
| US9664762B2 (en) | System and method for reduced field of view magnetic resonance imaging | |
| JP5848713B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and contrast-enhanced image acquisition method | |
| JP6356809B2 (en) | Zero echo time MR imaging with water / fat separation | |
| CN103229069A (en) | MR imaging using a multi-point dixon technique | |
| US10247798B2 (en) | Simultaneous multi-slice MRI measurement | |
| US9291693B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and control method thereof | |
| JP5078141B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| US10203387B2 (en) | MR imaging with enhanced susceptibility contrast | |
| EP2515138A1 (en) | Motion triggered MR imaging using APT/CEST | |
| JP2013520219A (en) | Magnetic resonance imaging of chemical species using spectral models | |
| JP7412787B2 (en) | Nuclear magnetic resonance imaging device, nuclear magnetic resonance imaging method, and program | |
| US20080224699A1 (en) | Magnetic resonance method and apparatus with nuclear spins type-specific signal suppression | |
| JP2017530761A (en) | Zero echo time MR imaging | |
| US10295643B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and control method | |
| KR102190023B1 (en) | Magnetic resonance imaging device and control method thereof | |
| US20120146638A1 (en) | System and method for reducing localized signal fluctuation | |
| US6369569B1 (en) | Magnetic resonance tomography apparatus and operating method for displaying tissue contrasts with a short measuring time | |
| KR102437105B1 (en) | Method and apparatus for quantifying properties of object through magnetic resonance imaging | |
| US10782375B2 (en) | Multi-contrast images from a magnetic resonance imaging scan | |
| KR101535385B1 (en) | Method and apparatus for taking a magnetic resonance imaging | |
| EP4239357A1 (en) | Diffusion mapping by mr fingerprinting |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A529 | Written submission of copy of amendment under article 34 pct |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A5211 Effective date: 20210524 |
|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20230222 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20231205 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20231220 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 7412787 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |