JPH08252230A - Magnetic resonance diagnostic system - Google Patents
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- JPH08252230A JPH08252230A JP7055641A JP5564195A JPH08252230A JP H08252230 A JPH08252230 A JP H08252230A JP 7055641 A JP7055641 A JP 7055641A JP 5564195 A JP5564195 A JP 5564195A JP H08252230 A JPH08252230 A JP H08252230A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、13Ｃにスピン結合（Ｊ
結合）した1 Ｈを観測する磁気共鳴診断装置に関する。The present invention relates to a spin coupled to 13 C (J
The present invention relates to a magnetic resonance diagnostic apparatus for observing combined 1 H.
【０００２】[0002]
【従来の技術】磁気共鳴診断装置は、水分子の 1Ｈを検
出することによって、生体内の水の分布を非侵襲に画像
化することができる装置であり、臨床的に広く使われて
いる診断装置である。しかし、現状の水分布の画像で
は、形態学的な情報しか得ることができない。2. Description of the Related Art A magnetic resonance diagnostic device is a device which can non-invasively image the distribution of water in a living body by detecting 1 H of a water molecule, and is widely used clinically. It is a diagnostic device. However, current water distribution images can only provide morphological information.
【０００３】これに対し例えば代謝物の 1Ｈ、13Ｃある
いは31Ｐを検出することによって、生体内の代謝情報を
得ることができるため、多核種のＮＭＲ（Nuclear Magn
eticResonance）の研究が数多くなされてきた。このう
ちで近年注目を集めているのが、13Ｃ−ＮＭＲである。
13Ｃは天然存在比が1.1 パーセントと低いために13Ｃ標
識物質投与後の代謝の様子を追跡することが可能で、 1
Ｈや31Ｐとは異なる代謝情報を得ることができるためで
ある。On the other hand, by detecting, for example, 1 H, 13 C or 31 P of a metabolite, metabolic information in the living body can be obtained, so that NMR (Nuclear Magn) of polynuclear species can be obtained.
A lot of research has been done. Of these, 13 C-NMR has been drawing attention in recent years.
13 C is capable of tracking the state of a natural abundance ratio after 13 C-labeled substance administered for 1.1% and low metabolic, 1
This is because it is possible to obtain metabolic information different from H and 31 P.
【０００４】しかし、この13Ｃ−ＮＭＲには検出感度が
低いという問題があり、デカップリングや分極移動とい
った方法が開発されてきた。この中で近年最も注目を集
めている方法が、13Ｃに結合した 1Ｈを観測することに
よってＳ／Ｎを向上させる 1Ｈ観測法である。However, this 13 C-NMR has a problem of low detection sensitivity, and methods such as decoupling and polarization transfer have been developed. Of these methods, the method that has received the most attention in recent years is the 1 H observation method that improves S / N by observing 1 H bound to 13 C.
【０００５】この 1Ｈ観測法の一つに多量子コヒーレン
スを利用したL.J.Mullerが開発し、A.Bax が改良したＨ
ＭＱＣ法（Heteronuclear Multiple-Quantum-Coherenc
e）という方法がある（L.J.M ller,J.Am.Chem.Soc.101,
4481,(1979)，A.Bax et al.,J.Am.Chem.Soc.105,7188(1
983) ）。このシーケンスを図８に示す。One of the 1 H observation methods was developed by LJ Muller using multiquantum coherence and improved by A. Bax.
MQC method (Heteronuclear Multiple-Quantum-Coherenc
e) is a method (LJM ller, J.Am.Chem.Soc.101,
4481, (1979), A. Bax et al., J. Am. Chem. Soc. 105, 7188 (1
983)). This sequence is shown in FIG.
【０００６】このシーケンスでは、 1Ｈのみを選択的に
励起するように周波数調整された９０゜パルスを印加す
ることにより 1Ｈのみを励起し、この９０゜パルスから
１／２Ｊ（Ｊは 1Ｈと13ＣのＪ結合定数）経過後に、13
Ｃのみを選択的に励起するように周波数調整された９０
゜パルスをｘ軸に関して印加することにより２量子コヒ
ーレンスを生成する。これ以後のｔ1 期間に13Ｃの化学
シフトの情報が信号に付加される。ｔ1 期間後の13Ｃの
９０゜パルスによって磁化が 1Ｈ側に戻り、結合してい
る13Ｃの情報が付加された 1Ｈ信号をｔ2 期間に観測
（サンプリング）する。In this sequence, only 1 H is excited by applying a 90 ° pulse whose frequency is adjusted so as to selectively excite only 1 H, and from this 90 ° pulse, 1/2 J (J is 1 H When 13 C of J coupling constant) after the 13
90 adjusted to selectively excite only C
Two quantum coherences are produced by applying a ° pulse about the x-axis. Information of the chemical shift of 13 C is added to the signal during the subsequent t1 period. The magnetization returns to the 1 H side by the 13 C 90 ° pulse after the t 1 period, and the coupled 1 H signal with the 13 C information is observed (sampled) during the t 2 period.
【０００７】ｔ1 の長さを変化させながらデータ収集を
繰り返し、２次元データ列Ｓ（ｔ1，ｔ2 ）を取得し、
ｔ1 軸及びｔ2 軸に関して２次元フーリエ変換を実行す
ることにより図９のような13Ｃの化学シフトと 1Ｈの化
学シフトをそれぞれ軸とする２次元スペクトルを取得す
ることができる。Data collection is repeated while changing the length of t1 to obtain a two-dimensional data string S (t1, t2),
By performing a two-dimensional Fourier transform on the t1 axis and the t2 axis, it is possible to obtain a two-dimensional spectrum having a 13 C chemical shift and a 1 H chemical shift as axes as shown in FIG.
【０００８】しかし、このＨＭＱＣ法では水信号の除去
が行えないため、ＣＨＥＳＳ（chemical shift selecti
ve）パルス等の水信号除去のためのプリパルス、且つ残
留水信号の除去のためのフェーズサイクリング及び差分
の必要があった。However, since the water signal cannot be removed by this HMQC method, CHESS (chemical shift selecti)
ve) It was necessary to perform pre-pulses for removing water signals such as pulses, and phase cycling and difference for removing residual water signals.
【０００９】これに対して、R.E.Hurd等は勾配磁場を利
用してコヒーレンス選択を行う方法を提案した（R.E.Hu
rd et al.,J.Magn.Reson,099,191,648,1991 ）。このシ
ーケンスを図１０に示す。この方法では、ｔ1 期間内に
印加する勾配磁場Ｇselection により、２量子コヒーレ
ンスのみを選択し、１量子コヒーレンスである水を除去
する。つまり、１回の計測で13Ｃに結合した 1Ｈのみを
検出することができるようになり、動きの影響を低減す
ることが可能となった。実際、P.C.M van Zijl等はMagn
etic Resonance in Medicineのvol.30 p.544〜p.551(19
93) において図１１のシーケンスを用いてin vivo の２
次元ＮＭＲスペクトルを報告している。On the other hand, REHurd et al. Proposed a method of selecting coherence by utilizing a gradient magnetic field (REHu
rd et al., J. Magn. Reson, 099, 191, 648, 1991). This sequence is shown in FIG. In this method, only two quantum coherences are selected and the water of one quantum coherence is removed by the gradient magnetic field Gselection applied within the period t1. In other words, it becomes possible to detect only 1 H bound to 13 C in one measurement, and it is possible to reduce the influence of movement. In fact, PCM van Zijl et al.
etic Resonance in Medicine vol.30 p.544 ~ p.551 (19
93) in vivo using the sequence of FIG.
Dimensional NMR spectra are reported.
【００１０】P.C.M van Zijl等は図１１のシーケンスに
示すように、９０°パルスをスライス選択励起パルスと
して用いることで、１軸方向の選択励起のみ行ってい
る。しかし、１軸方向の選択励起のみでは部位ごとの診
断は不可能であるという問題があった。As shown in the sequence of FIG. 11, PCM van Zijl and others use a 90 ° pulse as a slice selective excitation pulse to perform only selective excitation in one axis direction. However, there has been a problem that it is not possible to diagnose each site only by selective excitation in the uniaxial direction.
【００１１】[0011]
【発明が解決しようとする課題】上記のように、従来の
ＨＭＱＣ法あるいはｇｅ−ＨＭＱＣ法では局所領域から
の信号を検出することができず、診断上問題であった。
本発明の目的は、ＨＭＱＣ法あるいはｇｅ−ＨＭＱＣ法
において、信号を検出する領域の局所化を可能とする磁
気共鳴診断装置を提供することである。As described above, the conventional HMQC method or ge-HMQC method cannot detect a signal from a local region, which is a problem in diagnosis.
An object of the present invention is to provide a magnetic resonance diagnostic apparatus capable of localizing a region for detecting a signal in the HMQC method or the ge-HMQC method.
【００１２】[0012]
【課題を解決するための手段】請求項１に係る発明は、
1Ｈと、 1Ｈとスピン結合している他の核種との相関ス
ペクトルを、 1Ｈへの励起パルスの印加後、多量子コヒ
ーレンスを介して収集することが可能な磁気共鳴診断装
置において、前記 1Ｈの励起パルスをスライス選択パル
スとしてスライス勾配磁場の存在下で印加し、前記スラ
イス勾配磁場のリフォーカス用勾配磁場を前記多量子コ
ヒーレンス後の 1Ｈの１量子コヒーレンスの際に印加す
ることを特徴とする。The invention according to claim 1 is
In a magnetic resonance diagnostic apparatus capable of collecting a correlation spectrum between 1 H and another nuclide spin-coupled with 1 H via multiquantum coherence after applying an excitation pulse to 1 H, A 1 H excitation pulse is applied as a slice selection pulse in the presence of a slice gradient magnetic field, and a refocusing gradient magnetic field of the slice gradient magnetic field is applied during the 1 H 1 quantum coherence after the multiquantum coherence. Characterize.
【００１３】請求項３に係る発明は、 1Ｈと、 1Ｈとス
ピン結合している他の核種との相関スペクトルを、 1Ｈ
への励起パルスの印加後、多量子コヒーレンスを介して
収集することが可能な磁気共鳴診断装置において、前記
多量子コヒーレンスの際に 1Ｈに印加する再結像パルス
をスライス選択パルスとしてスライス勾配磁場の存在下
で印加し、前記 1Ｈの励起パルスから前記多量子コヒー
レンスの前までの区間１、前記多量子コヒーレンスの始
まりから前記 1Ｈの再結像パルスまでの区間２、前記 1
Ｈの再結像パルスから前記多量子コヒーレンスの終りま
での区間３、前記多量子コヒーレンス後の 1Ｈの１量子
コヒーレンスの区間４の各々の期間に印加する前記スラ
イス勾配磁場と同方向の勾配磁場に関する強度の時間積
分Ｇ１、Ｇ２、Ｇ３、Ｇ４を、 ４・Ｇ１＋５・Ｇ２−３・Ｇ３−４・Ｇ４＝０ ４・Ｇ１＋３・Ｇ２−５・Ｇ３−４・Ｇ４＝０ のいずれか一方の式を満たすように設定することを特徴
とする。[0013] The invention according to claim 3, and 1 H, a correlation spectra with other nuclides bound 1 H spin, 1 H
In the magnetic resonance diagnostic apparatus capable of collecting via the multiquantum coherence after applying the excitation pulse to the slice gradient magnetic field, the reimaging pulse applied to 1 H at the time of the multiquantum coherence is used as a slice selection pulse. Applied in the presence of the above, the section 1 from the 1 H excitation pulse to before the multiquantum coherence, the section 2 from the beginning of the multiquantum coherence to the 1 H re-imaging pulse, the 1
Gradient magnetic field in the same direction as the slice gradient magnetic field applied in each of the section 3 from the re-imaging pulse of H to the end of the multiquantum coherence, and the section 4 of 1 quantum coherence of 1 H after the multiquantum coherence The time integral G1, G2, G3, and G4 of the intensity with respect to 4 * G1 + 5 * G2-3 * G3-4 * G4 = 0 4 * G1 + 3 * G2-5 * G3-4 * G4 = 0 It is characterized by setting to satisfy.
【００１４】[0014]
【作用】請求項１に係る発明によれば次のような作用を
呈する。 1Ｈへの励起パルスはスライス選択パルスとし
てスライス勾配磁場の存在下で印加される。これによ
り、１軸に関する局所化が図れ、しかも13Ｃではなく、
1Ｈへの励起パルスを局所化のために用いているので、
化学シフトによる位置ずれの影響が少ない。さらに、こ
の発明では、このスライス勾配磁場に対するリフォーカ
ス用勾配磁場を、従来のようにスライス勾配磁場の直後
であって、多量子コヒーレンスの前までの極短時間の間
に印加するのではなく、多量子コヒーレンス後の 1Ｈの
１量子コヒーレンスの際に印加するので、臨床機の勾配
磁場の立上がり及び立下がり特性の時間的な制約からの
解放を実現し、スライス選択励起の実用性を向上させる
ことができる。According to the invention of claim 1, the following effects are exhibited. The excitation pulse to 1 H is applied as a slice selection pulse in the presence of a slice gradient magnetic field. This makes it possible to localize about one axis, and not 13C ,
Since the excitation pulse to 1 H is used for localization,
There is little effect of misalignment due to chemical shift. Furthermore, in the present invention, the refocusing gradient magnetic field with respect to the slice gradient magnetic field is not applied immediately after the slice gradient magnetic field as in the conventional case, but in an extremely short time before multiquantum coherence. Since it is applied at the time of 1-quantum coherence of 1 H after multi-quantum coherence, it realizes the release of the rising and falling characteristics of the gradient magnetic field of the clinical machine from the time constraint and improves the practicality of slice selective excitation. be able to.
【００１５】請求項３に係る発明によれば次のような作
用を呈する。多量子コヒーレンスの際に 1Ｈに印加する
再結像パルスを、スライス選択パルスとしてスライス勾
配磁場の存在下で印加される。これにより１軸に関する
局所化が図れ、しかも 1Ｈへの励起パルスを局所化のた
めに用いているので、化学シフトによる位置ずれの影響
が少ない。さらに、この発明では、区間１乃至４の各々
の期間に印加する、スライス勾配磁場と同方向の勾配磁
場に関する強度の時間積分Ｇ１、Ｇ２、Ｇ３、Ｇ４を、 ４・Ｇ１＋５・Ｇ２−３・Ｇ３−４・Ｇ４＝０ ４・Ｇ１＋３・Ｇ２−５・Ｇ３−４・Ｇ４＝０ のいずれか一方の式を満たすように設定することによ
り、この局所化と共に２量子コヒーレント選択も実現す
る。According to the invention of claim 3, the following effects are exhibited. The re-imaging pulse applied to 1 H during multiquantum coherence is applied as a slice selection pulse in the presence of a slice gradient magnetic field. As a result, localization about one axis can be achieved, and since the excitation pulse to 1 H is used for localization, the influence of misalignment due to chemical shift is small. Further, according to the present invention, the time integrals G1, G2, G3, and G4 of the intensity relating to the gradient magnetic field in the same direction as the slice gradient magnetic field, which are applied during each of the periods 1 to 4, are calculated as follows: 4 · G1 + 5 · G2-3 · G3 By setting such that one of the equations −4 · G4 = 0, 4 · G1 + 3, G2-5, G3-4, G4 = 0 is satisfied, two-quantum coherent selection is realized together with this localization.
【００１６】[0016]
【実施例】以下、本発明に係る磁気共鳴診断装置の好ま
しい実施例を図面を参照して説明する。なお、本発明で
は、濃厚スピンと希釈スピンの例として全て 1Ｈと、 1
Ｈとスピン結合している他の核種である13Ｃに関しての
み記するが、他の核種としては13Ｃに限定されず、 1Ｈ
とスピン結合している例えば15Ｎ等であってもよい。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Preferred embodiments of a magnetic resonance diagnostic apparatus according to the present invention will be described below with reference to the drawings. In the present invention, 1 H and 1
Only 13 C which is another nuclide spin-coupled to H will be described, but the other nuclide is not limited to 13 C, and 1 H
It may be, for example, 15 N or the like that is spin-coupled with.
【００１７】図１は、本発明の一実施例に関わる磁気共
鳴診断装置の構成図である。同図において、静磁場磁石
１とその内側に設けられた勾配コイル２及びシムコイル
３により、図示しない被検体に一様な静磁場と、互いに
直交するｘ、ｙ，ｚの３軸方向に線形傾斜磁場分布を持
つ勾配磁場が印加される。勾配コイル２は、勾配コイル
電源５により駆動され、シムコイル３はシムコイル電源
６により駆動される。勾配コイル２の内側に設けられた
送受信コイルとしてのプローブ４は、 1Ｈ送信部７ある
いは13Ｃ送信部８から高周波信号が供給されることによ
って被検体に高周波磁場（ＲＦパルス）を印加し、被検
体からの磁気共鳴信号を受信する。プローブ４は、 1Ｈ
送受信および13Ｃ送信が可能であれば良く、 1Ｈ専用プ
ローブと13Ｃ専用プローブとを別々に設けても良いし、
二重同調として同一のコイルとしても両核種に兼用させ
てもよい。プローブ４で受信された磁気共鳴信号は 1Ｈ
受信部９で検波された後、データ収集部１１に転送さ
れ、ここでＡ／Ｄ変換されてから計算機システム１２に
送られ、データ処理がなされる。送信部、受信部および
プローブは、 1Ｈの共鳴周波数で送受信可能であり、か
つ 1Ｈ以外の少なくとも１つの核種（図１には13Ｃの例
を示した）の共鳴周波数で送信可能なように構成され
る。FIG. 1 is a block diagram of a magnetic resonance diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention. In the figure, a static magnetic field magnet 1 and a gradient coil 2 and a shim coil 3 provided inside the static magnetic field magnet 1 provide a uniform static magnetic field to a subject (not shown) and linear gradients in three mutually orthogonal x, y, and z directions. A gradient magnetic field having a magnetic field distribution is applied. The gradient coil 2 is driven by the gradient coil power supply 5, and the shim coil 3 is driven by the shim coil power supply 6. The probe 4 as a transmission / reception coil provided inside the gradient coil 2 applies a high-frequency magnetic field (RF pulse) to the subject by supplying a high-frequency signal from the 1 H transmitter 7 or 13 C transmitter 8, A magnetic resonance signal from the subject is received. Probe 4 is 1 H
It suffices if transmission / reception and 13 C transmission are possible, and a 1 H dedicated probe and a 13 C dedicated probe may be provided separately,
The same coil may be used for double tuning or both nuclides may be used in common. The magnetic resonance signal received by the probe 4 is 1 H
After being detected by the receiving unit 9, the data is transferred to the data collecting unit 11 where it is A / D converted and then sent to the computer system 12 for data processing. The transmitter, receiver and probe should be able to transmit and receive at the resonance frequency of 1 H, and at the resonance frequency of at least one nuclide other than 1 H (an example of 13 C is shown in FIG. 1). Is composed of.
【００１８】以上の勾配コイル電源５、シムコイル電源
６、 1Ｈ受信部９およびデータ収集部１１は、全てシー
ケンス制御部１０によって制御され、またシーケンス制
御部１０は計算機システム１２によって制御される。計
算機システム１２はコンソール１３からの指令により制
御される。データ収集部１１から計算機システム１２に
入力された磁気共鳴信号は、フーリエ変換等が行われ、
それに基づいて被検体内の所望原子核の密度分布の画像
データが再構成される。この画像データは画像ディスプ
レイ１４に送られ、画像として表示される。The above gradient coil power supply 5, shim coil power supply 6, 1 H receiving unit 9 and data collecting unit 11 are all controlled by the sequence control unit 10, and the sequence control unit 10 is controlled by the computer system 12. The computer system 12 is controlled by a command from the console 13. The magnetic resonance signal input from the data collection unit 11 to the computer system 12 is subjected to Fourier transform or the like,
Based on this, the image data of the density distribution of desired nuclei in the subject is reconstructed. This image data is sent to the image display 14 and displayed as an image.
【００１９】次に本実施例による局所化について説明す
る。本発明においては、局所励起化は、全て 1Ｈに対し
て印加されるＲＦパルスで行なうことを必須とする。こ
れは、13Ｃでは化学シフトによる位置ずれが問題となる
のに対し、 1Ｈでは位置ずれの影響が小さいためであ
る。Next, localization according to this embodiment will be described. In the present invention, it is essential that local excitation is performed by RF pulses applied to all 1 H. This is because the positional shift due to the chemical shift is a problem in 13 C, whereas the influence of the positional shift is small in 1 H.
【００２０】図２（ａ）に本実施例によるパルスシーケ
ンス示す。このパルスシーケンスでは、ｘ軸方向とｙ軸
方向の２軸に関して各々、スライス選択励起を適用する
ことにより柱状領域を選択的に励起する。さらに、残る
ｚ軸方向に関しては、エンコードをかけることによって
局所領域のＣ−Ｈ相関２次元スペクトルを取得すること
を可能とするものである。FIG. 2A shows a pulse sequence according to this embodiment. In this pulse sequence, the columnar region is selectively excited by applying slice selective excitation to each of the two axes of the x-axis direction and the y-axis direction. Furthermore, with respect to the remaining z-axis direction, it is possible to obtain the C-H correlation two-dimensional spectrum of the local region by applying encoding.
【００２１】このシーケンスでは、 1Ｈのみ選択的に励
起する 1Ｈの９０゜パルスを、特定のスライス領域を選
択的に励起するように周波数調整して、ｘ軸のスライス
選択励起パルスとして、スライス勾配磁場（図ではＧx
）の存在下で、印加する。これにより１番目の軸（ｘ
軸）に関して局所化が達成される。[0021] In this sequence, a 90 ° pulse of the 1 H selectively energizing only 1 H, selectively frequency adjustment so as to excite a particular slice region as a slice selective excitation pulse of the x-axis, the slice Gradient magnetic field (Gx in the figure
) In the presence of). This gives the first axis (x
Localization is achieved with respect to (axis).
【００２２】この 1Ｈの９０°パルスから、13Ｃのみ選
択的に励起する13Ｃへの最初の９０゜パルスを印加する
までの時間間隔を、１／２Ｊに設定する。この時間間隔
は、1Ｈの９０°パルスのピーク付近と13Ｃの９０゜パ
ルスの間隔とし、ファントムを用いて13Ｃの９０゜パル
スの印加時刻を調整すれば良い。ここでＪとは、13Ｃと
1Ｈ間のスピン結合定数である。例えば、ＣＨ2 の結合
ではＪ＝160 Hzであり、１／２Ｊ＝3.1ms となる。ＣＨ
の結合では、Ｊ＝240Hz であり、１／２Ｊ＝2.1ms とな
る。この間隔は３／２Ｊ，５／２Ｊ，…，（１＋２ｎ）
／２Ｊ（ｎは整数）に設定することができるが、上記の
ように、実際には異なるＪが存在するので、磁化移動の
効率の点から、１／２Ｊが好ましい。例えば、ＣＨ2 の
場合、Ｊ＝160Hz であり、１／２Ｊ＝3.1ms となる。The time interval from the 1 H 90 ° pulse to the application of the first 90 ° pulse to 13 C which selectively excites only 13 C is set to 1/2 J. This time interval may be the interval between the peak of the 1 H 90 ° pulse and the 13 C 90 ° pulse, and the application time of the 13 C 90 ° pulse may be adjusted using a phantom. Here, J is 13 C and
It is a spin coupling constant between 1 H. For example, in the case of CH 2 coupling, J = 160 Hz and 1 / 2J = 3.1 ms. CH
In the combination of, J = 240Hz and 1 / 2J = 2.1ms. This interval is 3 / 2J, 5 / 2J, ..., (1 + 2n)
Although it can be set to / 2J (n is an integer), as described above, since different Js actually exist, 1 / 2J is preferable from the viewpoint of the efficiency of magnetization transfer. For example, in the case of CH 2 , J = 160 Hz and 1 / 2J = 3.1 ms.
【００２３】このように 1Ｈの９０°パルス（選択励起
パルス）から、13Ｃへの最初の９０゜パルスまでの時間
間隔は短く、スライス勾配磁場に対するリフォーカス用
勾配磁場を、従来のように点線で示したタイミングで印
加するのは臨床機の制約により厳しい場合がある。そこ
で、本発明では、リフォーカス用勾配磁場を、多量子コ
ヒーレンスｔ1 以後、つまり２番目の13Ｃの９０゜パル
スの印加後から、データ収集までの 1Ｈの１量子コヒー
レンスＴ4 の期間に印加することにより、この制約から
の解放を実現する。これにより、１軸の局所化をスライ
ス選択励起により実現することが可能となる。As described above, the time interval from the 1 H 90 ° pulse (selective excitation pulse) to the first 90 ° pulse to 13 C is short, and the gradient magnetic field for refocusing with respect to the slice gradient magnetic field is changed from the conventional one. Applying at the timing shown by the dotted line may be strict due to the limitations of the clinical machine. Therefore, in the present invention, applying a refocusing gradient field, multiple quantum coherence t1 after, i.e. after the application of 90 ° pulse of the second 13 C, in one period of the quantum coherence T4 of the 1 H up data collection By doing so, the release from this constraint is realized. As a result, uniaxial localization can be realized by slice selective excitation.
【００２４】次に２つめの軸（図ではｙ軸）の局所化を
説明する。これは多量子コヒーレンスのｔ1 期間内に 1
Ｈに対して印加される１８０°パルス（再結像パルス）
を、スライス勾配磁場（ここではＧy ）の存在下で、ス
ライス選択パルスとして用いることで実現する。図で
は、ｙ軸方向を２つめの選択の軸としている。Next, localization of the second axis (y-axis in the figure) will be described. This is 1 within the t1 period of multiquantum coherence.
180 ° pulse applied to H (re-imaging pulse)
Is used as a slice selection pulse in the presence of a slice gradient magnetic field (here, Gy). In the figure, the y-axis direction is the second selected axis.
【００２５】ただし、ｔ1 期間に印加する勾配磁場は、
多量子コヒーレンス選択（多量子遷移選択）に関与す
る。したがって、本発明では、１８０°パルスによるス
ライス領域選択と共に、多量子コヒーレンスをも実現さ
せるために、このスライス勾配磁場と同軸の勾配磁場Ｇ
y の大きさを、次のように設定する。まず、区間１乃至
４を次のように定義する。However, the gradient magnetic field applied during the period t1 is
Involved in multiquantum coherence selection (multiquantum transition selection). Therefore, in the present invention, in order to realize the multi-quantum coherence as well as the slice region selection by the 180 ° pulse, the gradient magnetic field G coaxial with this slice gradient magnetic field is provided.
Set the size of y as follows. First, sections 1 to 4 are defined as follows.
【００２６】区間１； 1Ｈの９０°パルスから13Ｃへの
最初の９０゜パルス（多量子コヒーレンス生成前）まで
の期間。 区間２；13Ｃへの最初の９０゜パルスの印加後（多量子
コヒーレンスの生成開始）から、 1Ｈへの１８０°パル
ス（再結像パルス）の印加までの期間。 区間３； 1Ｈへの１８０パルスの印加から、13Ｃへの２
回目の９０゜パルスの印加（多量子コヒーレンスの終
了）までの期間。Interval 1; the period from the 1 H 90 ° pulse to the first 90 ° pulse to 13 C (before multiquantum coherence generation). Interval 2; A period from application of the first 90 ° pulse to 13 C (start of generation of multiquantum coherence) to application of a 180 ° pulse (re-imaging pulse) to 1 H. Section 3; From application of 180 pulses to 1 H, 2 to 13 C
Period until the 90th pulse application (end of multiquantum coherence).
【００２７】区間４；13Ｃへの２回目の９０゜パルス印
加後からデータ収集まで、つまり多量子コヒーレンス後
の 1Ｈに関する１量子コヒーレンスの期間。ここで、各
区間１乃至４に印加する勾配磁場に関する強度の時間積
分を、それぞれＧ１、Ｇ２、Ｇ３、Ｇ４と定義する。こ
の勾配磁場は、 1Ｈの１８０°パルスと共に印加するス
ライス勾配磁場Ｇy と同方向とされる。なお、時間積分
とは次の（１）式で定義される。Interval 4; Period of one quantum coherence for 1 H from the second 90 ° pulse application to 13 C to data collection, that is, after multiple quantum coherence. Here, the time integration of the intensity regarding the gradient magnetic field applied to each section 1 to 4 is defined as G1, G2, G3, and G4, respectively. This gradient magnetic field has the same direction as the slice gradient magnetic field Gy applied together with the 180 pulse of 1 H. The time integration is defined by the following equation (1).
【００２８】[0028]
【数１】 [Equation 1]
【００２９】勾配磁場Ｇ１、Ｇ２、Ｇ３、Ｇ４の面積の
比率は、多量子コヒーレンスを実現するために、Jesus
Ruiz-Cabello等がJournal of Magnetic Resonance,vol.
100,p.282,1992に記されている方法にしたがって設定さ
れる。図３に図２のシーケンスのコヒーレンス経路図を
示す。図３において、Ｉは 1Ｈの磁化スピンを示し、Ｓ
は他の核種ここでは13Ｃの磁化スピンとする。位置をｒ
としたとき、Ｉ、Ｓの勾配磁場の面積Ｇによる位相φＩ
およびφＳはそれぞれ以下の（２）式、（３）式で与え
られる。The ratio of the areas of the gradient magnetic fields G1, G2, G3, and G4 is set to Jesus in order to realize multiquantum coherence.
Ruiz-Cabello et al. Journal of Magnetic Resonance, vol.
It is set according to the method described in 100, p. 282, 1992. FIG. 3 shows a coherence path diagram of the sequence of FIG. In FIG. 3, I indicates a magnetization spin of 1 H, and S
Are other nuclides, and have a magnetization spin of 13 C here. Position r
, The phase φI due to the area G of the gradient magnetic field of I and S
And φS are given by the following equations (2) and (3), respectively.
【００３０】 φＩ ＝ γH ・Ｇ・ｒ …（２） φＳ ＝ γC ・Ｇ・ｒ …（３） なお、γH 、γC はそれぞれ 1Ｈ、13Ｃの磁気回転比で
ある。ΦI = γH · G · r (2) φS = γC · G · r (3) Note that γH and γC are gyromagnetic ratios of 1 H and 13 C, respectively.
【００３１】（Ｉ+ Ｓ+ →Ｉ- Ｓ+ ）と、（Ｉ- Ｓ- →
Ｉ+ Ｓ- ）との経路を辿る多量子コヒーレンスは、次の
（４）式を満たすようにＧ１乃至Ｇ４の比率を設定する
ことにより実現される。(I + S + → I−S +) and (I−S− →→
The multiquantum coherence that follows the path with I + S-) is realized by setting the ratio of G1 to G4 so as to satisfy the following expression (4).
【００３２】 ４・Ｇ１＋５・Ｇ２−３・Ｇ３−４・Ｇ４＝０ …（４） また、（Ｉ+ Ｓ- →Ｉ- Ｓ- ）と、（Ｉ- Ｓ+ →Ｉ+ Ｓ
+ ）との経路を辿る多量子コヒーレンスは、次の（５）
式を満たすようにＧ１乃至Ｇ４を設定することにより実
現される。4.G1 + 5.G2-3.G3-4.G4 = 0 (4) Further, (I + S-.fwdarw.I-S-) and (I-S + .fwdarw.I + S).
+), The multi-quantum coherence that follows the path of
It is realized by setting G1 to G4 so as to satisfy the expression.
【００３３】 ４・Ｇ１＋３・Ｇ２−５・Ｇ３−４・Ｇ４＝０ …（５） （４）式、（５）式のいずれかの式が満たされるよう
に、スライス勾配磁場を含むそれと同方向の勾配磁場が
区間１乃至４において設定されれば、上記いずれかの経
路の多量子コヒーレンスが可能となる。4.G1 + 3.G2-5.G3-4.G4 = 0 (5) In order to satisfy either of the expressions (4) and (5), the same direction as that including the slice gradient magnetic field If the gradient magnetic field of 1 is set in the sections 1 to 4, multiquantum coherence of any of the above paths becomes possible.
【００３４】図２（ａ）、図２（ｂ）では、（４）式を
満たすように、Ｇ１：Ｇ２：Ｇ３：Ｇ４＝０：２：２：
１と設定される。図２（ｃ）では、（５）式を満たすよ
うに、Ｇ１：Ｇ２：Ｇ３：Ｇ４＝０：３：５：０と設定
される。In FIGS. 2 (a) and 2 (b), G1: G2: G3: G4 = 0: 2: 2: so as to satisfy the equation (4).
It is set to 1. In FIG. 2C, G1: G2: G3: G4 = 0: 3: 5: 0 is set so as to satisfy the expression (5).
【００３５】このように（４）式又は（５）式を満たす
ように勾配磁場を設定することにより、 1Ｈへの１８０
°パルスを使った２番目の軸に関する局所化を、多量子
コヒーレンス選択と共に実現することができる。By setting the gradient magnetic field so as to satisfy the equation (4) or the equation (5) in this way, 180 ° to 1 H is obtained.
° A second axis localization using pulses can be achieved with multi-quantum coherence selection.
【００３６】３軸めの選択は、13Ｃに対する２番目の９
０゜パルスの直後の区間４に行なわれる位相エンコード
により実現する。以上のようにして柱状励起内のマルチ
ボクセルスペクトルを取得することができる。[0036] Selection of Me 3 axes, the second for 13 C 9
It is realized by the phase encoding performed in the section 4 immediately after the 0 ° pulse. As described above, the multi-voxel spectrum in the columnar excitation can be acquired.
【００３７】本発明は上述の実施例に限定されず、種々
変形して実施可能である。図２には、多量子コヒーレン
ス選択のための勾配磁場がスライス勾配磁場のＧｙのみ
である実施例を示している。スライス選択励起パルスと
しての 1Ｈに対する１８０゜パルスと共に印加するスラ
イス勾配磁場のＧｙは、必ず（４）式又は（５）式を満
たすように遷移選択比に設定しなければならないが、こ
れに加えて他の勾配磁場Ｇｘ，Ｇｚを遷移選択の設定と
することも可能である。この例を図４に示した。The present invention is not limited to the above-mentioned embodiments, but can be implemented with various modifications. FIG. 2 shows an embodiment in which the gradient magnetic field for multiquantum coherence selection is only the slice gradient magnetic field Gy. Gy of the slice gradient magnetic field applied together with the 180 ° pulse for 1 H as the slice selective excitation pulse must be set to the transition selection ratio so as to satisfy the formula (4) or the formula (5). It is also possible to set other gradient magnetic fields Gx and Gz for transition selection. This example is shown in FIG.
【００３８】また、図２のシーケンスでは、スライス選
択は 1Ｈ側で行ない、13Ｃ側では行なっていないが、２
次元ＮＭＲのステップ数を減少させる目的で13Ｃの９０
゜パルスを、ｓｉｎｃ関数等のスライス選択励起パルス
として用いても良い。このシーケンスを図５に示す。Also, in the sequence of FIG. 2, slice selection is performed on the 1 H side and not on the 13 C side, but 2
90% of 13 C for the purpose of reducing the number of steps in dimensional NMR
The pulse may be used as a slice selective excitation pulse such as a sinc function. This sequence is shown in FIG.
【００３９】また、図２では、３軸目の選択にはエンコ
ード勾配磁場を用いるが、１軸選択のＩＳＩＳ法あるい
は選択飽和法というようなプリパルスを用いる方法を使
用しても良い。選択飽和法を用いた例を図６に示す。In FIG. 2, the encode gradient magnetic field is used for the selection of the third axis, but a method using a prepulse such as the uniaxial selection ISIS method or the selective saturation method may be used. An example using the selective saturation method is shown in FIG.
【００４０】また、エコー時間ＴＥを一定にした局所励
起ＨＭＱＣシーケンスを図７に示す。この場合も図２の
方法と同様にして局所励起化を達成している。さらに、
上記実施例では勾配磁場により遷移選択を行う方法に関
してのみ述べたが、 1Ｈの９０゜パルス（スライス選択
励起パルス）と共に印加する勾配磁場のリフォーカス用
勾配磁場を13Ｃの９０゜パルス以降に印加する方法は、
水信号抑圧を行う方法でも用いることができる。この場
合、３次元の選択は選択飽和等の方法を用いて行う。FIG. 7 shows a locally excited HMQC sequence with a constant echo time TE. Also in this case, local excitation is achieved in the same manner as in the method of FIG. further,
In the above embodiment, only the method of performing the transition selection by the gradient magnetic field has been described. However, the gradient magnetic field for refocusing the gradient magnetic field applied together with the 90 pulse of 1 H (slice selective excitation pulse) is applied after the 90 pulse of 13 C. The method of applying is
It can also be used in a method of suppressing water signals. In this case, three-dimensional selection is performed using a method such as selective saturation.
【００４１】なお、上記 1Ｈに印加される９０゜パルス
及び１８０°パルスはそれぞれ励起パルス、再結像パル
スであればよく、フリップ角が必ずしも９０゜、１８０
°に設定される必要はない。The 90 ° pulse and 180 ° pulse applied to the above 1 H may be excitation pulses and re-imaging pulses, respectively, and the flip angles are not necessarily 90 ° and 180 °.
Does not need to be set to °.
【００４２】[0042]
【発明の効果】請求項１に係る発明によれば、 1Ｈへの
励起パルスはスライス選択パルスとしてスライス勾配磁
場の存在下で印加される。これにより、１軸に関する局
所化が図れ、しかも13Ｃではなく、 1Ｈへの励起パルス
を局所化のために用いているので、化学シフトによる位
置ずれの影響が少ない。さらに、この発明では、このス
ライス勾配磁場に対するリフォーカス用勾配磁場を、従
来のようにスライス勾配磁場の直後であって、多量子コ
ヒーレンスの前までの極短時間の間に印加するのではな
く、多量子コヒーレンス後の 1Ｈの１量子コヒーレンス
の際に印加するので、臨床機の勾配磁場の立上がり及び
立下がり特性の時間的な制約からの解放を実現し、スラ
イス選択励起の実用性を向上させることができる。According to the invention of claim 1, the excitation pulse to 1 H is applied as a slice selection pulse in the presence of a slice gradient magnetic field. As a result, localization about one axis can be achieved, and since the excitation pulse to 1 H instead of 13 C is used for localization, the influence of positional shift due to chemical shift is small. Furthermore, in the present invention, the refocusing gradient magnetic field with respect to the slice gradient magnetic field is not applied immediately after the slice gradient magnetic field as in the conventional case, but in an extremely short time before multiquantum coherence. Since it is applied at the time of 1-quantum coherence of 1 H after multi-quantum coherence, it realizes the release of the rising and falling characteristics of the gradient magnetic field of the clinical machine from the time constraint and improves the practicality of slice selective excitation. be able to.
【００４３】請求項３に係る発明によれば、多量子コヒ
ーレンスの際に 1Ｈに印加する再結像パルスを、スライ
ス選択パルスとしてスライス勾配磁場の存在下で印加さ
れる。これにより１軸に関する局所化が図れ、しかも 1
Ｈへの励起パルスを局所化のために用いているので、化
学シフトによる位置ずれの影響が少ない。さらに、この
発明では、区間１乃至４の各々の期間に印加する、スラ
イス勾配磁場と同方向の勾配磁場に関する強度の時間積
分Ｇ１、Ｇ２、Ｇ３、Ｇ４を、 ４・Ｇ１＋５・Ｇ２−３・Ｇ３−４・Ｇ４＝０ ４・Ｇ１＋３・Ｇ２−５・Ｇ３−４・Ｇ４＝０ のいずれか一方の式を満たすように設定することによ
り、この局所化と共に２量子コヒーレント選択も実現す
る。According to the third aspect of the present invention, the re-imaging pulse applied to 1 H during multiquantum coherence is applied as a slice selection pulse in the presence of a slice gradient magnetic field. This makes it possible to localize about one axis, and 1
Since the excitation pulse to H is used for localization, the influence of positional shift due to chemical shift is small. Further, according to the present invention, the time integrals G1, G2, G3, and G4 of the intensity relating to the gradient magnetic field in the same direction as the slice gradient magnetic field, which are applied during each of the periods 1 to 4, are calculated as follows: 4 · G1 + 5 · G2-3 · G3 By setting such that one of the equations −4 · G4 = 0, 4 · G1 + 3, G2-5, G3-4, G4 = 0 is satisfied, two-quantum coherent selection is realized together with this localization.
【図１】本発明を実現する磁気共鳴診断装置の概略的な
構成を示す図。FIG. 1 is a diagram showing a schematic configuration of a magnetic resonance diagnostic apparatus implementing the present invention.
【図２】図１のシーケンス制御部により実現されるパル
スシーケンスを示す図。FIG. 2 is a diagram showing a pulse sequence realized by a sequence control unit in FIG.
【図３】図２のシーケンスのコヒーレンス経路を示す
図。FIG. 3 is a diagram showing a coherence path of the sequence of FIG.
【図４】第１の変形例によるパルスシーケンスを示す
図。FIG. 4 is a diagram showing a pulse sequence according to a first modification.
【図５】第２の変形例によるパルスシーケンスを示す
図。FIG. 5 is a diagram showing a pulse sequence according to a second modification.
【図６】第３の変形例によるパルスシーケンスを示す
図。FIG. 6 is a diagram showing a pulse sequence according to a third modification.
【図７】第４の変形例によるパルスシーケンスを示す
図。FIG. 7 is a diagram showing a pulse sequence according to a fourth modification.
【図８】従来のＨＭＱＣのパルスシーケンスを示す図。FIG. 8 is a diagram showing a pulse sequence of a conventional HMQC.
【図９】図８のＨＭＱＣシーケンスで得られる1 Ｈの化
学シフト軸と13Ｃの化学シフト軸とに関する２次元ＮＭ
Ｒスペクトルを示す図。9 is a two-dimensional NM for the 1 H chemical shift axis and the 13 C chemical shift axis obtained by the HMQC sequence of FIG.
The figure which shows R spectrum.
【図１０】従来の勾配磁場を利用して多量子遷移を選択
するＨＭＱＣのシーケンスを示す図。FIG. 10 is a diagram showing a conventional HMQC sequence for selecting multiple quantum transitions using a gradient magnetic field.
【図１１】従来の勾配磁場を利用して多量子遷移を選択
するＨＭＱＣにおいて１次元の選択励起を行うためのシ
ーケンスを示す図。FIG. 11 is a diagram showing a sequence for performing one-dimensional selective excitation in the conventional HMQC that selects multiple quantum transitions using a gradient magnetic field.
１…静磁場磁石、 ２…勾配コイル、３…シムコ
イル、 ４…プローブ（送受信コイル）、５…勾
配コイル電源、 ６…シムコイル電源、７…1 Ｈ送信
部、 ８…13Ｃ送信部、９…1 Ｈ受信部、
１０…シーケンス制御部、１１…データ収集部、
１２…計算機システム、１３…コンソール、 １４
…画像ディスプレイ。DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Static magnetic field magnet, 2 ... Gradient coil, 3 ... Shim coil, 4 ... Probe (transmission / reception coil), 5 ... Gradient coil power supply, 6 ... Shim coil power supply, 7 ... 1 H transmitter, 8 ... 13C transmitter, 9 ... 1 H receiver,
10 ... Sequence control unit, 11 ... Data collection unit,
12 ... Computer system, 13 ... Console, 14
… Image display.
Claims (4)
種との相関スペクトルを、 1Ｈへの励起パルスの印加
後、多量子コヒーレンスを介して収集することが可能な
磁気共鳴診断装置において、 前記 1Ｈの励起パルスをスライス選択パルスとしてスラ
イス勾配磁場の存在下で印加し、前記スライス勾配磁場
のリフォーカス用勾配磁場を前記多量子コヒーレンス後
の 1Ｈの１量子コヒーレンスの際に印加することを特徴
とする磁気共鳴診断装置。And 1. A 1 H, 1 H and a correlation spectra with other nuclides are spin coupling, 1 after the application of the excitation pulse to H, the magnetic capable of collecting through a multi-quantum coherence resonance In the diagnostic device, the 1 H excitation pulse is applied as a slice selection pulse in the presence of a slice gradient magnetic field, and a refocusing gradient magnetic field of the slice gradient magnetic field is used for 1 H 1 quantum coherence after the multiquantum coherence. A magnetic resonance diagnostic apparatus characterized in that it is applied to
なる方向に関して位相エンコードをかけることを特徴と
する請求項１記載の磁気共鳴診断装置。2. The magnetic resonance diagnostic apparatus according to claim 1, wherein phase encoding is performed in a direction different from the direction in which the slice gradient magnetic field is applied.
種との相関スペクトルを、 1Ｈへの励起パルスの印加
後、多量子コヒーレンスを介して収集することが可能な
磁気共鳴診断装置において、 前記多量子コヒーレンスの際に 1Ｈに印加する再結像パ
ルスをスライス選択パルスとしてスライス勾配磁場の存
在下で印加し、 前記 1Ｈの励起パルスから前記多量子コヒーレンスの前
までの区間１、前記多量子コヒーレンスの始まりから前
記 1Ｈの再結像パルスまでの区間２、前記 1Ｈの再結像
パルスから前記多量子コヒーレンスの終りまでの区間
３、前記多量子コヒーレンス後の 1Ｈの１量子コヒーレ
ンスの区間４の各々の期間に印加する前記スライス勾配
磁場と同方向の勾配磁場に関する強度の時間積分Ｇ１、
Ｇ２、Ｇ３、Ｇ４を、 ４・Ｇ１＋５・Ｇ２−３・Ｇ３−４・Ｇ４＝０ ４・Ｇ１＋３・Ｇ２−５・Ｇ３−４・Ｇ４＝０ のいずれか一方の式を満たすように設定することを特徴
とする磁気共鳴診断装置。3. A 1 H, 1 H and a correlation spectra with other nuclides are spin coupling, 1 after the application of the excitation pulse to H, the magnetic capable of collecting through a multi-quantum coherence resonance in the diagnostic apparatus, the multiple quantum applied in the presence of a slice gradient magnetic field re-imaging pulse applied to 1 H in coherence as a slice selective pulse, from excitation pulse of the 1 H before the multiple quantum coherence Section 1, Section 2 from the beginning of the multiquantum coherence to the 1 H reimaging pulse, Section 3 from the 1 H reimaging pulse to the end of the multiquantum coherence, 1 after the multiquantum coherence A time integral G1 of intensity relating to a gradient magnetic field in the same direction as the slice gradient magnetic field applied in each period 4 of one quantum coherence of H,
Set G2, G3, and G4 to satisfy any one of the following formula: 4 · G1 + 5 · G2-3 · G3-4 · G4 = 0 4 · G1 + 3 · G2-5 · G3-4 · G4 = 0 A magnetic resonance diagnostic apparatus characterized by:
なる方向に関して位相エンコードをかけることを特徴と
する請求項３記載の磁気共鳴診断装置。4. The magnetic resonance diagnostic apparatus according to claim 3, wherein phase encoding is performed in a direction different from the direction in which the slice gradient magnetic field is applied.
Priority Applications (5)
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|---|---|---|---|
| JP05564195A JP3556005B2 (en) | 1995-03-15 | 1995-03-15 | Magnetic resonance diagnostic equipment |
| DE19610278A DE19610278B4 (en) | 1995-03-15 | 1996-03-15 | Nuclear magnetic resonance examination method based on improved DEPT, INEPT, HSQC and HMQC methods |
| US08/617,654 US5677628A (en) | 1995-03-15 | 1996-03-15 | Magnetic resonance diagnostic apparatus |
| US08/909,948 US5894221A (en) | 1995-03-15 | 1997-08-12 | Magnetic resonance diagnostic apparatus |
| US09/289,633 US6005390A (en) | 1995-03-15 | 1999-04-12 | Magnetic resonance diagnostic apparatus |
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Family Applications (1)
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|---|---|---|---|
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| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3556005B2 (en) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002065636A (en) * | 2000-08-31 | 2002-03-05 | Toshiba Corp | Magnetic resonance system and method for collecting magnetic resonance signal |
| US6456071B1 (en) | 2000-07-18 | 2002-09-24 | Universitatsklinikum Freiburg | Method of measuring the magnetic resonance (=NMR) by means of spin echos |
| JP2010099539A (en) * | 2010-02-10 | 2010-05-06 | Toshiba Corp | Magnetic resonance device |
| JP2013234988A (en) * | 2012-04-13 | 2013-11-21 | Jeol Resonance Inc | Method for nmr measurement |
-
1995
- 1995-03-15 JP JP05564195A patent/JP3556005B2/en not_active Expired - Lifetime
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