JPH09173317A - Method for acquiring magnetic resonance image from body to be examined, magnetic resonance image preparation system, integrated type polarizing magnet and low magnetic field magnet to be used for magnetic resonance detection system - Google Patents
Method for acquiring magnetic resonance image from body to be examined, magnetic resonance image preparation system, integrated type polarizing magnet and low magnetic field magnet to be used for magnetic resonance detection systemInfo
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- JPH09173317A JPH09173317A JP8253644A JP25364496A JPH09173317A JP H09173317 A JPH09173317 A JP H09173317A JP 8253644 A JP8253644 A JP 8253644A JP 25364496 A JP25364496 A JP 25364496A JP H09173317 A JPH09173317 A JP H09173317A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、被検体の医療用作像に
関し、更に具体的には、このような画像を取得するため
の磁気共鳴の使用に関する。FIELD OF THE INVENTION This invention relates to medical imaging of a subject, and more particularly to the use of magnetic resonance to acquire such images.
【０００２】[0002]
【従来の技術】アンジオグラフィ（血管造影法）、即ち
血管構造の作像は、診断及び治療にかかわる医療行為に
おいて非常に有用である。ＭＲアンジオグラフィは、種
々の方法を用いて行われるが、それらはすべて、２つの
基本的な現象の１つに頼っている。第１の現象は、血液
が患者の一領域から他の領域へ移動するにつれて縦方向
のスピン磁化が変化することから生ずる。この現象を利
用した方法は、「インフロー（流入）」法又は「タイム
−オブ−フライト」法として知られている。通常用いら
れているタイム−オブ−フライト法は、３次元タイム−
オブ−フライト・アンジオグラフィである。この方法に
よれば、比較的短い繰り返し時間ＴＲ及び比較的強い励
起無線周波数（ＲＦ）パルスを用いて関心領域が作像さ
れる。これにより、ビュー領域内のＭＲスピンは飽和し
て、弱いＭＲ応答信号を発生する。しかしながら、ビュ
ー領域内に流入する血液は、完全な緩和状態で入ってく
る。その結果、この血液は、同様に飽和するまでは比較
的強いＭＲ応答信号を発生する。タイム−オブ−フライ
トを用いた血管検出の性質上、血管を取り巻いている静
的な組織を完全には抑制することができない。加えて、
動きの遅い血液及び作像空間に余りにも長く留まってい
た血液は、飽和して、十分には作像されない。2. Description of the Related Art Angiography, that is, imaging of blood vessel structure, is very useful in medical procedures related to diagnosis and treatment. MR angiography is performed using various methods, all of which rely on one of two basic phenomena. The first phenomenon results from the change in longitudinal spin magnetization as blood moves from one region of the patient to another. A method utilizing this phenomenon is known as an "inflow" method or a "time-of-flight" method. The commonly used time-of-flight method is three-dimensional time-
Of-flight angiography. According to this method, a region of interest is imaged with a relatively short repetition time TR and a relatively strong excitation radio frequency (RF) pulse. This saturates the MR spins in the view area and produces a weak MR response signal. However, blood flowing into the view area will come in in its fully relaxed state. As a result, the blood produces a relatively strong MR response signal until it is saturated as well. Due to the nature of blood vessel detection using time-of-flight, the static tissue surrounding the blood vessel cannot be completely suppressed. in addition,
Slow moving blood and blood that has remained in the imaging space too long is saturated and is not well imaged.
【０００３】ＭＲアンジオグラフィの第２の形式は、横
方向のスピン磁化における位相シフトの誘起に基づいて
いる。この位相シフトは、速度に正比例しており、フロ
ー−エンコーディング磁場勾配パルスによって誘起され
る。位相感応性ＭＲアンジオグラフィ法は、この位相シ
フトを活用して、ピクセル強度が血液速度の関数となっ
ているような画像を作成する。位相感応性ＭＲアンジオ
グラフィは、複雑な血管形状内の緩慢な流れを容易に検
出することができるが、ビュー領域内の組織が少しでも
動くとこれも検出する。その結果、心臓の位相感応性Ｍ
Ｒアンジオグラムは、心筋の動き及び心室（heart cham
ber）内の血液プールの動きから生ずるアーティファク
ト（偽像）を有する。The second form of MR angiography is based on the induction of phase shifts in transverse spin magnetization. This phase shift is directly proportional to velocity and is induced by flow-encoding magnetic field gradient pulses. The phase sensitive MR angiography method takes advantage of this phase shift to create an image in which the pixel intensity is a function of blood velocity. Phase-sensitive MR angiography can easily detect slow flow in complex vessel shapes, but it also detects small movements of tissue in the view area. As a result, the phase sensitivity of the heart M
The R angiogram is used for the movement of the heart muscle and the heart chamber
ber) has artifacts that result from the movement of the blood pool within.
【０００４】従来のＭＲ作像では、主マグネットによっ
て発生された静磁場が不均一であると、画像の歪みが生
じる。従って、広い領域にわたって均一性を有している
主マグネットが望ましい。又、主マグネットによって作
り出された磁場が更に強ければ、他のすべての要因が等
しい場合、よりよい信号対雑音比が得られる。典型的に
は、ＭＲスキャナにおいて静磁場を作り出すのに用いら
れるマグネットは、超伝導物質で構成されており、この
物質は、非常に低い温度及び関連する支援装置を必要と
する。このマグネットは、非常に高価なことがある。In conventional MR imaging, image distortion occurs when the static magnetic field generated by the main magnet is non-uniform. Therefore, a main magnet having uniformity over a wide area is desirable. Also, if the magnetic field produced by the main magnet is stronger, a better signal-to-noise ratio will be obtained if all other factors are equal. Typically, the magnets used to create the static magnetic field in MR scanners are composed of superconducting materials, which require very low temperatures and associated support equipment. This magnet can be very expensive.
【０００５】大型の高磁場マグネットの遮蔽に関する問
題もある。遮蔽室全体は、付近の区域及び設備に対する
磁場の影響を少なくするように構成されている。より小
型の分極マグネットについても又、遮蔽が問題である。
なぜなら、分極マグネットは、作像マグネットに近接し
て配置されなければならないが、この２つのマグネット
の間の引力は最小にされるべきだからである。There is also a problem with shielding large high field magnets. The entire shielded room is configured to reduce the effects of magnetic fields on nearby areas and equipment. Shielding is also a problem for smaller polarized magnets.
This is because the polarizing magnet should be placed close to the imaging magnet, but the attractive force between the two magnets should be minimized.
【０００６】非常に高い磁場のマグネットが、ＭＲアン
ジオグラフィ作像の信号対雑音比を最大にするように構
成されていても、周囲組織の信号も血液からの信号と同
じ程度にまで増大するであろう。その結果、より高い磁
場を用いても、（他のすべての要因が等しいものとすれ
ば、）血管の見え方は向上しないであろう。体内腔の作
像も又、所望されている。最近、体内腔を作像する新た
なＭＲ法が、１９９５年８月１９日〜２５日のフラン
ス、ニースにおけるThird ScientificMeeting and Exhi
bition のProc. of the Soc. of Magn. Reson. 、第１
巻、第３９２頁、A. Johnson等による「過分極したガス
を用いたＭＲＩ（"MRI Using Hyperpolarized Gas"）」
に開示された。この方法は、キセノン又はヘリウムのよ
うな希ガスを用いており、この希ガスは、光学的に励起
されたルビジウムとの相互作用によって分極する。この
方法は、レーザ及び関連装置を必要とする。又、ルビジ
ウムは有毒なので、高い効率でルビジウムを除去する必
要もある。希ガスは、麻酔作用を生じ、十分な濃度では
有毒と考えられ得ることが知られている。Even if a very high magnetic field magnet is constructed to maximize the signal-to-noise ratio of MR angiography imaging, the signal of the surrounding tissue will increase to the same extent as the signal from blood. Ah As a result, the use of higher magnetic fields will not improve the appearance of blood vessels (assuming all other factors are equal). Imaging of body lumens is also desired. Recently, a new MR method for imaging a body lumen has been developed on August 19-25, 1995 in Nice, France, Third Scientific Meeting and Exhi.
Bition Proc. of the Soc. of Magn. Reson., 1st
Vol. 392, A. Johnson et al., "MRI Using Hyperpolarized Gas".
Was disclosed. This method uses a noble gas such as xenon or helium, which is polarized by its interaction with optically excited rubidium. This method requires a laser and associated equipment. Since rubidium is toxic, it is necessary to remove rubidium with high efficiency. It is known that noble gases produce an anesthetic effect and can be considered toxic at sufficient concentrations.
【０００７】組織内の血液のような体液の潅流（パーフ
ュージョン）の画像が要求されることもある。ＭＲ潅流
作像は典型的には、ＭＲ活性の（磁気共鳴に対する活性
を有している）造影剤のボーラス（丸薬）を作像セッシ
ョン中に患者に注入することにより行われる。この造影
剤は、血液のＴ１を短縮して、検出されたＭＲ信号を強
める（例えば、Ｇｄ−ＤＴＰＡ）か、又は血液のＴ２を
短縮して、検出された信号を弱める（例えば、酸化鉄粒
子）ことができる。ボーラスが体内を通過するにつれ
て、ボーラスが作り出した強められた（又は弱められ
た）信号によって、潅流された組織で観測される信号の
強度は増大する（又は減少する）が、潅流されていない
組織では増大しない（又は減少しない）。観測された組
織での信号の変化の程度を用いて、組織潅流の程度を決
定することができる。Images of perfusion of bodily fluids such as blood in tissues (perfusion) may be required. MR perfusion imaging is typically performed by injecting a bolus of MR-active (having activity against magnetic resonance) contrast agent into the patient during the imaging session. This contrast agent shortens the T1 of blood to enhance the detected MR signal (eg Gd-DTPA) or shortens the T2 of blood to weaken the detected signal (eg iron oxide particles). )be able to. As the bolus passes through the body, the strengthened (or weakened) signal produced by the bolus increases (or decreases) the intensity of the signal observed in the perfused tissue, but the unperfused tissue. Does not increase (or decrease). The degree of signal change in the observed tissue can be used to determine the degree of tissue perfusion.
【０００８】しかしながら、このアプローチの主な制限
は、潅流の測定における誤差を回避するために、作像を
速やかに行わなければならないことである。なぜなら、
１回目の通過で組織に吸収されない造影剤は、この造影
剤が引き続き潅流組織を通過するときに吸収されること
が依然として可能だからである。このアプローチの更な
る制限は、体内から造影剤が除去されるのに１日〜２日
もかかる可能性があるので、１回の作像セッション当た
り１回の注入しか行えないことである。However, the main limitation of this approach is that imaging must be done quickly to avoid errors in perfusion measurements. Because
A contrast agent that is not absorbed by the first pass tissue is still able to be absorbed as the contrast agent subsequently passes through the perfused tissue. A further limitation of this approach is that removal of contrast agent from the body can take as much as 1-2 days, so that only one injection can be made per imaging session.
【０００９】現在、被検体の選択された部分の高品質画
像を、電離放射線、造影剤の影響、動きによるアーティ
ファクト及び非遮蔽の大型の高磁場作像マグネットが招
く問題点を伴わずに取得するシステムが求められてい
る。Currently, high quality images of selected portions of a subject are acquired without the problems of ionizing radiation, effects of contrast agents, motion artifacts and large unshielded high field imaging magnets. A system is needed.
【００１０】[0010]
【課題を解決するための手段】磁気共鳴（ＭＲ）活性の
生体適合性物質が、小型の高磁場分極マグネットを通過
して、分極し、縦磁化を獲得する。一実施例では、分極
マグネットは、円筒形状を有していてもよく、物質は、
この円筒の中心を通過して分極する。もう１つの実施例
では、分極マグネットはトロイド形状（ドーナツ形状）
を有している。この形状は、マグネットによって発生さ
れる周辺磁場を最小にし、その結果、磁気遮蔽を殆ど又
は全く用いずに、この分極マグネットを付近の磁気共鳴
作像システムに比較的近接して配置することができる。A magnetic resonance (MR) active biocompatible material is passed through a small high field polarized magnet to be polarized and acquire longitudinal magnetization. In one embodiment, the polarizing magnet may have a cylindrical shape and the material is
It is polarized by passing through the center of this cylinder. In another embodiment, the polarizing magnet has a toroidal shape (donut shape).
have. This shape minimizes the peripheral magnetic field generated by the magnet, so that the polarizing magnet can be placed relatively close to a nearby magnetic resonance imaging system with little or no magnetic shielding. .
【００１１】代替的な実施例では、分極マグネットを作
像マグネットに一体化してもよい。これらのマグネット
は、小型の高磁場ソレノイド式超伝導マグネット・コイ
ルで構成され得る。超伝導マグネットの磁束の戻り経路
は、２つの極構造を通過させられる。これらの極構造
は、低磁場の磁気共鳴作像に適した低磁場を有する均一
な領域を作り出す。In an alternative embodiment, the polarizing magnet may be integrated into the imaging magnet. These magnets may consist of small high field solenoid superconducting magnet coils. The return path of the magnetic flux of the superconducting magnet is passed through the two pole structure. These polar structures create a uniform region with a low magnetic field suitable for low field magnetic resonance imaging.
【００１２】分極されるべき物質は、この物質の縦緩和
時間Ｔ１の数倍の長さの時間にわたって分極マグネット
内に留まらなければならない。次いで、この分極した物
質を、ガスの場合は吸入によって、又は液体の場合は挿
入的（interventional）手段によって被検体内に速やか
に導入する。選択的な実施例では、物質の温度を下げて
凍結した固体とすることにより、更なる分極を獲得す
る。固体が高度に分極したら、分極マグネットから取り
出し、速やかに加熱して生理学的温度とし、高度に分極
した液体又はガスにする。The substance to be polarized must remain in the polarizing magnet for a time period several times longer than the longitudinal relaxation time T1 of this substance. The polarized substance is then rapidly introduced into the subject by inhalation in the case of gas or by interventional means in the case of liquid. In an alternative embodiment, further polarization is obtained by reducing the temperature of the material to a frozen solid. Once the solid is highly polarized, it is removed from the polarizing magnet and rapidly heated to physiological temperature and becomes a highly polarized liquid or gas.
【００１３】ＭＲ画像は、静的な低磁場作像マグネット
と連動するように調整された無線周波数コイル及び磁場
勾配コイルで構成されているＭＲ作像システムを用い
て、分極した物質から作成される。検出されるＭＲ信号
の強度は、分極した物質の分極の程度によって決定され
るのであって、作像マグネットの強さによって決定され
るわけではないので、より高い磁場の超伝導マグネット
の代わりに、作像用として低磁場の抵抗型作像磁石又は
永久作像磁石を用いることができる。MR images are made from polarized material using an MR imaging system consisting of a radio frequency coil and a magnetic field gradient coil tuned to work with a static low field imaging magnet. . Instead of a higher field superconducting magnet, the strength of the detected MR signal is determined by the degree of polarization of the polarized material, not by the strength of the imaging magnet. For image formation, a low magnetic field resistance type image forming magnet or a permanent image forming magnet can be used.
【００１４】更に他の実施例では、水素ガスを分極させ
た後に酸素と反応させて、分極水を生成する。適当なイ
オンを導入して、分極水が被検体内に安全に注入される
ようにする。水及びイオンは又、適当な温度にされ、被
検体内に注入されて、被検体の血管のＭＲアンジオグラ
ムが生成される。本発明は、従来の高磁場作像システム
に比べて、遥かに少ない電力で作用すると共に、より簡
単で、より低価格の静的作像マグネットを用いており、
磁気遮蔽は殆ど又は全く用いていない。In yet another embodiment, hydrogen gas is polarized and then reacted with oxygen to produce polarized water. Appropriate ions are introduced so that polarized water can be safely injected into the subject. Water and ions are also brought to an appropriate temperature and injected into the subject to produce an MR angiogram of the subject's blood vessels. The present invention uses a static imaging magnet that operates at significantly less power and is simpler and less expensive than conventional high field imaging systems,
Little or no magnetic shielding is used.
【００１５】[0015]
【本発明の目的】本発明の目的は、磁気共鳴を用いて、
均一な高磁場作像マグネットを必要とせずに被検体の選
択された部分を作像するシステムを提供することにあ
る。新規であると考えられる本発明の諸特徴は、特許請
求の範囲に詳述してある。しかしながら、本発明自体
は、その構成及び動作方法に関して、更なる目的及び利
点と併せて、実施例の記載を図面と共に参照すれば最も
よく理解することができる。The object of the present invention is to use magnetic resonance to
It is an object to provide a system for imaging selected portions of a subject without the need for a uniform high field imaging magnet. The features of the invention believed to be novel are set forth in the appended claims. The invention itself, however, as to its construction and method of operation, together with further objects and advantages, can best be understood by referring to the description of the embodiments in conjunction with the drawings.
【００１６】[0016]
【実施例】図１において、被検体１００は、支持テーブ
ル１１０上に配置されていると共に、マグネット・ハウ
ジング１２０に収納されているマグネット１２５によっ
て発生された均一磁場内で位置決めされている。この実
施例では、マグネット１２５及びマグネット・ハウジン
グ１２０は、円筒対称性を有しており、被検体１００の
位置を明らかにするためにその半分を切除して図示して
ある。被検体１００の関心領域は、マグネット１２５の
ボア（中孔）の近似的な中心に位置付けられている。被
検体１００は、一組の円筒状磁場勾配コイル１３０で取
り巻かれており、これらのコイルは、所定のＭＲパルス
・シーケンスに応じた所定の強度の磁場勾配を所定の回
数で作り出す。これについては後述する。勾配コイル１
３０は、パルス状の磁場勾配を３つの相互に直交する方
向に発生することができる。少なくとも１つの無線周波
数（ＲＦ）コイル１４０（図１には１つのみを示す）も
又、被検体１００の関心領域を取り巻いている。図１で
は、ＲＦコイル１４０は円筒形を有しており、その直径
は被検体全体を取り囲むのに十分なものである。頭部又
は肢部を作像するために特別に設計された、より小型の
円筒のような他の形状を代替的な実施例として用いるこ
ともできる。又、表面コイルのような非円筒状のＲＦコ
イルを用いてもよい。ＲＦコイル１４０は、被検体１０
０内に無線周波数エネルギを所定の回数で、所定の周波
数において十分な電力を用いて放射し、被検体１００の
１群の核磁気スピン（以下、「スピン」と呼ぶ）を当業
者に周知の方式で章動させるようにする。ＲＦコイル１
４０は又、所望があれば、受信器としても作用し、章動
によって励起されたＭＲ応答信号を検出することができ
る。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENT In FIG. 1, a subject 100 is positioned on a support table 110 and positioned within a uniform magnetic field generated by a magnet 125 housed in a magnet housing 120. In this embodiment, the magnet 125 and the magnet housing 120 have cylindrical symmetry, and half of them are cut away to clarify the position of the subject 100. The region of interest of the subject 100 is positioned at the approximate center of the bore (hole) of the magnet 125. The subject 100 is surrounded by a set of cylindrical magnetic field gradient coils 130 that produce a predetermined number of magnetic field gradients of a predetermined intensity according to a predetermined MR pulse sequence. This will be described later. Gradient coil 1
30 can generate pulsed magnetic field gradients in three mutually orthogonal directions. At least one radio frequency (RF) coil 140 (only one shown in FIG. 1) also surrounds the region of interest of subject 100. In FIG. 1, the RF coil 140 has a cylindrical shape, the diameter of which is sufficient to surround the entire subject. Other shapes, such as smaller cylinders, specially designed for imaging the head or limbs can also be used as alternative embodiments. Alternatively, a non-cylindrical RF coil such as a surface coil may be used. The RF coil 140 is used for the subject 10
Radio frequency energy is radiated within 0 a predetermined number of times with sufficient power at a predetermined frequency, and a group of nuclear magnetic spins (hereinafter referred to as “spins”) of the subject 100 are known to those skilled in the art. Make it nutation by method. RF coil 1
40 may also act as a receiver, if desired, to detect nutationally excited MR response signals.
【００１７】スピンは章動することにより、ラーモア周
波数で共鳴する。各々のスピンのラーモア周波数は、ス
ピンが経験した磁場の強度に正比例する。この磁場強度
は、マグネット１２５によって発生された静磁場と、磁
場勾配コイル１３０によって発生された局所的な磁場と
の合計となる。被検体１００内に導入するのに適切な選
択された生体適合性物質は先ず、分極マグネット２００
を通過する。The spin resonates at the Larmor frequency by nutation. The Larmor frequency of each spin is directly proportional to the strength of the magnetic field experienced by the spin. This magnetic field strength is the sum of the static magnetic field generated by the magnet 125 and the local magnetic field generated by the magnetic field gradient coil 130. The selected biocompatible material suitable for introduction into the subject 100 is first a polarization magnet 200.
Pass through.
【００１８】分極マグネット２００は、均一性は比較的
低いが実用的に可能な限り高い磁場を有して動作する超
伝導マグネットである。磁場強度が１５テスラ又はそれ
以上に達するような設計が可能である。所望があれば、
このマグネットを実質的に遮蔽して、迷走磁場が周囲環
境を擾乱するのを防止することができる。この遮蔽を行
うには、内部の主コイルを取り巻いている能動的な相殺
コイルを用いればよい。分極マグネット２００は高度に
均一である必要はないので、又、その寸法が小さいた
め、分極マグネット２００は、既存のＭＲ作像マグネッ
トよりもかなり低価格であるべきである。分極マグネッ
トは、その最も単純な実施例では円筒形を有しており、
物質は、その長さを貫いて通過して分極する。The polarization magnet 200 is a superconducting magnet that operates with a magnetic field that is relatively low in homogeneity but is as high as practically possible. It is possible to design the magnetic field strength to reach 15 Tesla or higher. If desired,
This magnet can be substantially shielded to prevent the stray magnetic field from disturbing the surrounding environment. To provide this shielding, an active cancellation coil surrounding the internal main coil may be used. The polarizing magnet 200 need not be highly uniform, and due to its small size, the polarizing magnet 200 should be significantly less expensive than existing MR imaging magnets. The polarizing magnet has a cylindrical shape in its simplest embodiment,
The substance passes through its length and is polarized.
【００１９】又、分極される物質は、この液体のＴ１の
５倍を上回る時間にわたって分極マグネット２００内に
留まり、完全に磁化されなければならない。高度に分極
した物質が液体であるならば、次いで、この液体を、カ
テーテルのような侵入型の装置１５０ａを介して被検体
１００内に注入し、血管を作像することができる。The material to be polarized must also remain in the polarizing magnet 200 for more than 5 times the T1 of this liquid and be completely magnetized. If the highly polarized substance is a liquid, then the liquid can be injected into the subject 100 via an intrusive device 150a, such as a catheter, to image a blood vessel.
【００２０】分極した物質が気体であるならば、この気
体を、体内腔に注入してもよいし、呼吸管１５０ｂを介
して被検体１００に吸入させてもよい。次いで、この分
極した物質を用いて、呼吸器系のような体内腔の画像を
生成する。一旦、液体が分極マグネット２００を離れた
ら、液体は、そのＴ１に等しい時間定数と共に磁化を失
い始める。従って、この液体を被検体１００に可能な限
り速やかに送達することが望ましい。これを実現するた
めには、カテーテル１５０ａ又は呼吸管１５０ｂの長さ
を最短にすると共に流速を最大にすればよい。If the polarized substance is a gas, this gas may be injected into the body cavity or may be inhaled into the subject 100 via the breathing tube 150b. The polarized material is then used to generate an image of a body lumen, such as the respiratory system. Once the liquid leaves the polarizing magnet 200, the liquid begins to lose magnetization with a time constant equal to its T1. Therefore, it is desirable to deliver this liquid to the subject 100 as quickly as possible. In order to achieve this, the length of the catheter 150a or the breathing tube 150b should be minimized and the flow velocity should be maximized.
【００２１】分極して被検体１００内に導入される物質
は、作像されるべき予定の患者の部分に送達される磁化
の量を最大にするために、可能な限り長くなるように選
択されたＴ１を有していなければならない。注入に液体
を用いるならば、液体の選択は、 １）生理塩水溶液、 ２）血漿、 ３）組織に酸素を運搬することのできるフッ化炭化水素
のような血液代替物、 ４）ドナーからの若しくは患者から予め採取した全血若
しくは血漿、又は ５）患者から再循環される血液から為され得る。この中
には分極前の冷凍に適さないものもある。The material that is polarized and introduced into the subject 100 is selected to be as long as possible in order to maximize the amount of magnetization delivered to the portion of the patient to be imaged. Must have T1. If a liquid is used for infusion, the choice of liquid is: 1) saline solution, 2) plasma, 3) blood substitutes such as fluorohydrocarbons that can carry oxygen to tissues, 4) from donors. Alternatively, it can be made from whole blood or plasma previously taken from the patient, or 5) blood recirculated from the patient. Some of these are not suitable for freezing before polarization.
【００２２】本発明のもう１つの実施例では、図１の分
極マグネット２００と作像マグネット１２５とが、図２
に示すように結合されている。一体型の分極兼作像マグ
ネット３００は、円筒状の極構造３０２及び３０４に装
着された円筒状の極表面３０１及び３０３を有してお
り、極構造３０２及び３０４の各々は、分極マグネット
３１０からの戻り磁束を受け取ると共に実質的に均一な
磁場を被検体１００に交差して作り出している。被検体
１００は、被検体１００の関心領域が極表面３０１及び
３０３の近似的な中心の間に配置されるように位置決め
されている。被検体１００は、一組の磁場勾配コイル３
３０の内部に配置されている。図２では、勾配コイル３
３０及びＲＦコイル３４０は、平面形を有している。頭
部又は肢部を作像するために特別に設計された、より小
型の円筒のような他の形状を代替的な実施例として用い
ることもできる。又、非対称のＲＦコイルを用いてもよ
い。In another embodiment of the present invention, the polarization magnet 200 and the imaging magnet 125 of FIG.
Are combined as shown in. The integrated polarizing and imaging magnet 300 has cylindrical pole surfaces 301 and 303 mounted on cylindrical pole structures 302 and 304, each of the pole structures 302 and 304 extending from the polarizing magnet 310. It receives the return magnetic flux and creates a substantially uniform magnetic field across the subject 100. The subject 100 is positioned such that the region of interest of the subject 100 is located between the approximate centers of the polar surfaces 301 and 303. The subject 100 is a set of magnetic field gradient coils 3
It is arranged inside 30. In FIG. 2, the gradient coil 3
The 30 and the RF coil 340 have a planar shape. Other shapes, such as smaller cylinders, specially designed for imaging the head or limbs can also be used as alternative embodiments. Alternatively, an asymmetric RF coil may be used.
【００２３】図３は分極マグネット２００のもう１つの
実施例の断面図を示しており、ここでは、分極マグネッ
ト２００はトロイド形状を有している。トロイド状分極
マグネット２００は、円筒状の外側ケース２０３で構成
されている（但し、その他の形状も可能である）。外側
ケース２０３は真空室２０４を囲っており、この内部に
は液体窒素クライオスタット（低温保持装置）２０５が
吊り下げられている。液体窒素クライオスタット２０５
は、外側の輻射遮蔽体２０６を取り巻いており、次にこ
の遮蔽体２０６は、ヘリウム・クライオスタット２０７
を取り巻いており、この中にトロイド状分極マグネット
２００の超伝導巻き線が配置されている。外側の輻射遮
蔽体２０６及びヘリウム・クライオスタット２０７は各
々、真空に取り巻かれて、クライオスタット内への熱伝
導を最小にしている。FIG. 3 shows a cross-sectional view of another embodiment of the polarizing magnet 200, where the polarizing magnet 200 has a toroidal shape. The toroidal polarized magnet 200 is composed of a cylindrical outer case 203 (however, other shapes are also possible). The outer case 203 surrounds a vacuum chamber 204, and a liquid nitrogen cryostat (cryostat) 205 is suspended inside the vacuum chamber 204. Liquid nitrogen cryostat 205
Surrounds the outer radiation shield 206, which in turn is the helium cryostat 207.
, And the superconducting winding of the toroidal polarized magnet 200 is arranged therein. The outer radiation shield 206 and helium cryostat 207 are each surrounded by a vacuum to minimize heat transfer into the cryostat.
【００２４】極低温ガス、電力及び監視用リード線が、
スタック（立て筒）２１０を通って外側ケース内に導入
されている。所望があれば、追加のスタック２１０を用
いて、極低温ガス、電力及び／又は監視用リード線に対
して付加的な又は代替的な出入口を提供することができ
る。分極される物質は、出入口２０２を通ってトロイド
状分極マグネット２００内に導入される。出入口２０２
は、磁場を内包している室温のマグネット・ボア２０９
に対して室温の経路を提供している。室温のマグネット
・ボア２０９からヘリウム・クライオスタット２０７内
への熱伝導は、内側の輻射遮蔽体２０８によって最小限
に抑えられており、これは従来のＭＲ作像システムの主
マグネットと共通である。The cryogenic gas, power and monitoring leads are
It is introduced into the outer case through a stack (standing cylinder) 210. If desired, an additional stack 210 may be used to provide additional or alternative gateways for cryogenic gas, power and / or monitoring leads. The substance to be polarized is introduced into the toroidal polarized magnet 200 through the entrance 202. Doorway 202
Is a room temperature magnet bore 209 containing a magnetic field
To provide a room temperature route to. Heat transfer from the room temperature magnet bore 209 into the helium cryostat 207 is minimized by the inner radiation shield 208, which is common with the main magnet of conventional MR imaging systems.
【００２５】このマグネットは、トロイド形状であるの
で、十分に遮蔽されており、追加の遮蔽は必要ない。こ
のトロイド形状は又、トロイド状分極マグネット２００
の内部に比較的均一な磁場を作り出す。本発明のもう１
つの実施例では、液体形態の分極した物質を用いて潅流
画像を作成することができる。一連のＭＲ画像を、分極
した液体を用いないで被検体１００から収集する。Since this magnet is toroidal in shape, it is well shielded and no additional shielding is required. This toroidal shape is also a toroidal polarization magnet 200.
Creates a relatively uniform magnetic field inside the. Another of the present invention
In one embodiment, a perfusion image can be created using polarized material in liquid form. A series of MR images are acquired from the subject 100 without the polarized liquid.
【００２６】次いで、分極した液体を被検体１００の組
織内に注入することができる。そして、分極した液体を
用いて一連の画像を収集する。図４は、分極した液体を
用いた場合に期待されるＭＲ信号の時間変化２９０ａ
と、分極した液体を用いない場合に期待される時間変化
２９０ｂとを示している。図４では、分極した液体の注
入は、時刻ＴA に開始して、時刻ＴB に終了している。
注入を行っていない場合（又は、人体の他部に存在して
いるものと同じ程度の分極を有している液体を注入した
場合）、信号変化は全く観測されない。分極を有してい
ない液体を注入するのも可能であることを銘記された
い。この場合、ＴA とＴB との間隔におけるＭＲ信号は
弱められる。潅流画像は、分極した液体流の存在下で収
集されたＭＲ画像データと非在下で収集されたＭＲ画像
データとを数学的に結合することにより作成される。こ
のような数学的操作は、単純であって、２つの収集画像
の間のピクセルごとの差を取って差画像を算出し、潅流
画像における対応ピクセルの各々のピクセル値を得るの
である。The polarized liquid can then be injected into the tissue of the subject 100. The polarized liquid is then used to collect a series of images. FIG. 4 shows the expected time change 290a of the MR signal when a polarized liquid is used.
And the expected time change 290b when a polarized liquid is not used. In FIG. 4, the injection of polarized liquid begins at time T A and ends at time T B.
No injection is observed (or injection of a liquid with the same degree of polarization as that present in other parts of the human body), no signal change is observed. It should be noted that it is also possible to inject a liquid that has no polarization. In this case, the MR signal in the interval between T A and T B is weakened. Perfusion images are created by mathematically combining MR image data acquired in the presence of polarized liquid flow with MR image data acquired in the absence. Such a mathematical operation is simple and takes a pixel-by-pixel difference between two acquired images to calculate a difference image and obtain a pixel value for each of the corresponding pixels in the perfusion image.
【００２７】本発明の１つの有用な側面は、ＭＲ信号の
増強の程度が、１回目に組織を通過した液体によっての
み決定されることである。その理由は、分極マグネット
２００によって作り出された高度の分極は、半減期Ｔ１
と共にこの液体から失われるからである。その結果、数
秒以下のＴ１を有している液体については、分極マグネ
ット２００によって誘起された高分極は、この液体が被
検体の血管系を１回目に通過し終わる時刻までに消失す
る。１回目の通過のみでのＭＲ信号強度の変化を用いて
作成された潅流画像によって、組織潅流について、より
信頼性の高い評価を下すことができる。One useful aspect of the present invention is that the degree of enhancement of the MR signal is determined only by the fluid that has first passed through the tissue. The reason is that the high degree of polarization created by the polarization magnet 200 has a half-life of T1.
With it is lost from this liquid. As a result, for liquids having T1 of a few seconds or less, the high polarization induced by the polarization magnet 200 disappears by the time the liquid first passes through the vasculature of the subject. A more reliable assessment of tissue perfusion can be made with perfusion images created using changes in MR signal intensity on the first pass only.
【００２８】本発明では、分極した液体の温度を低下さ
せることにより、更なる分極を選択的に獲得する。更な
る分極の量（従って、ＭＲ信号）は、以下のボルツマン
方程式から導くことができる。 ｎe ／ｎ0 ＝ｅｘｐ｛−（Ｅe −Ｅ0 ）／ｋＴ｝ （１） ここで、ｎe は励起状態にあるスピンの数、ｎ0 は基底
状態にあるスピンの数、Ｅe は励起状態のエネルギ、Ｅ
0 は基底状態のエネルギ、ｋはボルツマン定数及びＴは
スピンの温度である。静磁場が強まるにつれて、励起状
態のエネルギＥeが増大することを銘記しておくと有用
である。その結果、励起状態にあるスピンの数ｎe の基
底状態にあるスピンの数ｎ0 に対する比が減少する。ス
ピンの集合の分極は、励起状態にあるスピンの数と基底
状態にあるスピンの数との差に正比例するので、静磁場
が強まれば、分極も大きくなり、従ってしばしば望まし
い。方程式（１）において、温度Ｔが低下するにつれ
て、スピンの分極が増大することを銘記しておくのも有
用である。その結果、低温で分極したスピンの集合は、
より強度の分極を達成する。In the present invention, additional polarization is selectively obtained by lowering the temperature of the polarized liquid. The amount of additional polarization (and hence the MR signal) can be derived from the Boltzmann equation below. n e / n 0 = exp {− (E e −E 0 ) / kT} (1) where n e is the number of spins in the excited state, n 0 is the number of spins in the ground state, and E e is Excited state energy, E
0 is the ground state energy, k is the Boltzmann constant, and T is the temperature of the spin. It is useful to note that the excited state energy E e increases as the static magnetic field increases. As a result, the ratio of the number n e of spins in the excited state to the number n 0 of spins in the ground state decreases. Since the polarization of the set of spins is directly proportional to the difference between the number of spins in the excited state and the number of spins in the ground state, the stronger the static magnetic field, the greater the polarization, and therefore often desirable. It is also useful to note in equation (1) that spin polarization increases as the temperature T decreases. As a result, the set of spins polarized at low temperature becomes
Achieve stronger polarization.
【００２９】ＭＲ信号Ｓの強度を決定するのは、基底状
態にあるスピンの数と励起状態にあるスピンの数との差
であるので、方程式（１）を以下のように再定式化する
と有用である。 Ｓ＝Ｃ（ｎ0 −ｎe ） （２） Ｓ＝Ｃ｛ｎ0 ｛１−ｅｘｐ｛−（Ｅe −Ｅ0 ）／ｋＴ｝｝｝ （３） ここで、Ｃは比例定数である。Since it is the difference between the number of spins in the ground state and the number of spins in the excited state that determines the strength of the MR signal S, it is useful to reformulate equation (1) as follows. Is. S = C (n 0 -n e ) (2) S = C {n 0 {1-exp {- (E e -E 0) / kT}}} (3) where, C is a proportional constant.
【００３０】方程式（３）を用いて、スピンの温度Ｔの
変化に応じて期待される信号強度の変化を算出すること
ができる。例えば、スピンの温度が室温から４°Ｋに低
下すると、式（３）から信号が６６．５倍増大すること
が予測される。選択により、図１及び図５に示すよう
に、分極した物質は先ず、極低温冷凍機１５２ａ及びペ
レット形成器１５２ｂを通過することができ、極低温冷
凍機１５２ａ及びペレット形成器１５２ｂが、ＭＲ活性
の液体を凍結ペレットに変換する。次いで、これらのペ
レットは、マグネット巻き線１５５ａを有している分極
マグネット２００へ移送され、ここで高度に分極する。
ペレットを分極マグネット２００へ移送するには、自動
式機械的手段１５６によってもよいし、又は隔離容器に
入れて手動で運んでもよい。Equation (3) can be used to calculate the expected change in signal intensity in response to changes in spin temperature T. For example, when the temperature of the spin drops from room temperature to 4 ° K, the signal is predicted to increase by 66.5 times from the equation (3). Upon selection, as shown in FIGS. 1 and 5, the polarized material may first pass through the cryogenic refrigerator 152a and the pellet former 152b, and the cryogenic refrigerator 152a and pellet former 152b may be MR activated. Convert the liquid to a frozen pellet. These pellets are then transferred to a polarizing magnet 200, which has a magnet winding 155a, where it is highly polarized.
Transfer of the pellets to the polarizing magnet 200 may be by automatic mechanical means 156 or may be manually carried in an isolation container.
【００３１】固体は指数関数的に完全な磁化に近付き、
固体のＴ１の５倍よりも長い時間分極マグネット２００
内に固体を配置することにより、最大値で９９％を上回
る磁化が達成され得る。固体のＴ１は、低温では比較的
長くなる傾向にあることを銘記されたい。一旦、物体を
分極マグネット２００から取り出すと、この物体は、時
間定数Ｔ１と共に磁化を失い始める。凍結ペレットのＴ
１は長くなる傾向にあるので、この凍結ペレットを比較
的ゆっくりと移動させることもできるし、選択された時
間にわたって貯蔵器に配置しておくことすらできる。但
し、液体が室温に近付くにつれて、Ｔ１は短縮するの
で、分極した液体を生理学的調節器１５３に移送した後
に被検体１００内に移送するのは可能な限り速やかでな
ければならない。Solids approach exponentially perfect magnetization,
Polarization magnet 200 for a time longer than 5 times T1 of solid
By arranging the solid therein, a maximum magnetization of greater than 99% can be achieved. Note that the solid T1 tends to be relatively long at low temperatures. Once the object is removed from the polarizing magnet 200, the object begins to lose magnetization with a time constant T1. Frozen pellet T
Since 1 tends to be long, this frozen pellet can be moved relatively slowly or even left in the reservoir for a selected time. However, since T1 shortens as the liquid approaches room temperature, it must be transferred as soon as possible into the subject 100 after transferring the polarized liquid to the physiological regulator 153.
【００３２】図５において、生理学的調節器１５３は加
熱器１５３ａを含んでおり、加熱器１５３ａは、高度に
分極した固体の温度を速やかに高めて、被検体１００に
生理学的に適合する高度に分極した液体を形成する。こ
の高度に分極した液体は、ポンプ１５３ｂを通ってカテ
ーテル１５０ａに送られる。分極したペレットの移送
は、第２の自動式機械的手段１５７によるか又は手動で
行われ得る。In FIG. 5, the physiologic regulator 153 includes a heater 153a which rapidly raises the temperature of a highly polarized solid to a physiologically compatible height with the subject 100. Form a polarized liquid. This highly polarized liquid is delivered to catheter 150a through pump 153b. The transfer of polarized pellets can be done by a second automatic mechanical means 157 or manually.
【００３３】もう１つの実施例では、加熱器１５３ａ
は、分極した物質の温度を更に高い温度に高めて、分極
したガスを作り出すことができる。ユニット１５３ｂを
気化器に置き換えて、この気化器が、分極したガス、
（必要ならば）水蒸気、及びその他の物質の量を調節し
て混合し、被検体１００によって安全に吸入され得る蒸
気にする。In another embodiment, the heater 153a
Can raise the temperature of a polarized substance to a higher temperature to create a polarized gas. Replacing unit 153b with a vaporizer, which vaporizes the polarized gas,
The amounts of water vapor and other substances (if needed) are adjusted and mixed to provide vapor that can be safely inhaled by the subject 100.
【００３４】本発明の一実施例では、分極される凍結液
体のペレットが製造されている。他の実施例では、液体
を冷凍して棒形にし、この棒を、押し出した後に分極マ
グネット２００を経由して生理学的調節器１５３に送る
ことができる。更に他の実施例では、極低温ペレット形
成手段１５２、分極マグネット２００及び生理学的調節
器１５３を単一の装置として結合することができる。In one embodiment of the invention, a pellet of frozen liquid that is polarized is produced. In another embodiment, the liquid can be frozen into rods that can be extruded and then sent to the physiological regulator 153 via the polarizing magnet 200. In yet another embodiment, the cryogenic pellet forming means 152, the polarizing magnet 200 and the physiological regulator 153 can be combined as a single device.
【００３５】図６に示すような更にもう１つの実施例で
は、水素ガス、又は生体適合性物質を生成することので
きるその他のＭＲ活性の物質を用いて、被検体１００内
に導入するのに適した高度に分極した液体を生成してい
る。水素ガス・タンク３５１ａからの分極していない水
素ガスは、極低温室３５２（図６に図示されている）を
通過し、ここで液化される。極低温室３５２は、分極マ
グネット２００内に位置しており、ここで水素分子の核
が高度に分極化される。In yet another embodiment, as shown in FIG. 6, hydrogen gas or other MR-active substance capable of producing a biocompatible substance is used for introduction into the subject 100. It produces a suitable highly polarized liquid. The unpolarized hydrogen gas from hydrogen gas tank 351a passes through cryogenic chamber 352 (shown in FIG. 6) where it is liquefied. The cryogenic chamber 352 is located within the polarizing magnet 200, where the nuclei of hydrogen molecules are highly polarized.
【００３６】極低温室３５２は、冷凍機部３５２ａと、
分極室３５５ｂと、加温部３５２ｂとで構成されてい
る。極低温室３５２は、マグネット巻き線３５５ａで取
り巻かれている。水素に対する極低温室３５２の正味の
効果は、分極マグネット２００の分極磁場内で選択され
た時間にわたり極低温で水素を分極させることにある。
水素の分極が所望の水準に達したら、水素を分極マグネ
ット２００から取り出して（できればポンプ３５７によ
って）、生理学的調節器３５３に配置することができ
る。The cryogenic chamber 352 includes a refrigerator unit 352a,
It is composed of a polarization chamber 355b and a heating unit 352b. The cryogenic chamber 352 is surrounded by a magnet winding 355a. The net effect of the cryogenic chamber 352 on hydrogen is to polarize the hydrogen at cryogenic temperatures for a selected time within the polarizing magnetic field of the polarizing magnet 200.
When the polarization of hydrogen reaches the desired level, the hydrogen can be removed from the polarization magnet 200 (preferably by pump 357) and placed in the physiological regulator 353.
【００３７】生理学的調節器３５３は化学反応手段３５
３ｂを含んでおり、化学反応手段３５３ｂは、分極した
水素と、酸素供給タンク３５１ｂからの酸素とを化合さ
せる。化学反応手段３５３ｂは、燃焼室又は燃料セルで
構成され得る。化学反応手段３５３ｂにおいて、流入す
る分極した水素及び／又は作り出された水は、加熱器３
５３ａによって加熱され、加熱器３５３ａは、高度に分
極した水の温度を速やかに高めて、被検体１００に対し
て生理学的に適合性のある高度に分極した液体を形成す
る。The physiological controller 353 is a chemical reaction means 35.
3b, the chemical reaction means 353b combine polarized hydrogen with oxygen from the oxygen supply tank 351b. The chemical reaction means 353b may be composed of a combustion chamber or a fuel cell. In the chemical reaction means 353b, the inflowing polarized hydrogen and / or the produced water is heated by the heater 3
Heated by 53a, heater 353a rapidly raises the temperature of the highly polarized water to form a highly polarized liquid that is physiologically compatible with subject 100.
【００３８】分極水を液体形態で導入する予定ならば、
塩水製造手段３５３ｃ内で塩を加えて、高度に分極した
液体の被検体１００に対する生理学的適合性を高める。
生理学的適合性を有する高度に分極した液体は、ポンプ
３５３ｄを経由してカテーテル１５０ａに送られる。
又、分極水を、蒸気として又は噴霧されたミストとして
患者に導入してもよい。分極水を、先ず適当な温度に調
節してから、安全に吸入されるように適当な量のガスと
混合すべきである。If the polarized water is to be introduced in liquid form,
Salt is added in the saline producing means 353c to enhance the physiological compatibility of the highly polarized liquid with the subject 100.
The physiologically compatible, highly polarized liquid is delivered to catheter 150a via pump 353d.
The polarized water may also be introduced to the patient as a vapor or as a nebulized mist. The polarized water should first be adjusted to a suitable temperature and then mixed with a suitable amount of gas for safe inhalation.
【００３９】本発明は、液体状態にある極低温の水素の
形成を開示しているが、他の実施例では、水素を更に冷
却して固体を形成し、次いでこの固体を図１の機械的手
段１５７によるか又は手動で、分極マグネット２００を
経由して生理学的調節器３５３に送ることができる。更
に他の実施例では、極低温室３５２、分極マグネット２
００及び生理学的調節器３５３を単一の装置として結合
することができる。Although the present invention discloses the formation of cryogenic hydrogen in the liquid state, in another embodiment the hydrogen is further cooled to form a solid which is then mechanically removed from FIG. It can be delivered to the physiological regulator 353 via the polarizing magnet 200, by means 157 or manually. In still another embodiment, the cryogenic chamber 352, the polarization magnet 2
00 and physiological regulator 353 can be combined as a single device.
【００４０】本作像システムは、従来のＭＲ作像システ
ムと同一の要素を多数有している。図１の主作像マグネ
ット１２５（これは又、図２の一体型マグネット３００
の作像部でもあり得る）による静磁場は、比較的低いも
のであっても（例えば、０．１テスラ）、アンジオグラ
フィ画像に寄与する「静的な」組織及び望ましくない血
液プールからの信号を弱めることができる。冗長性を少
なくするために、図７の説明には図１に関する参照番号
を付すが、図１との関連で記載されたものの代わりに図
２の均等構造を用い得ることを理解することが重要であ
る。The present imaging system has many of the same elements as the conventional MR imaging system. The main imaging magnet 125 of FIG. 1 (this is also the integrated magnet 300 of FIG. 2)
Static magnetic field due to the "static" tissue and unwanted blood pools that contribute to the angiographic image, even though they are relatively low (eg, 0.1 Tesla). Can be weakened. To reduce redundancy, the description of FIG. 7 is labeled with reference to FIG. 1, but it is important to understand that the equivalent structure of FIG. 2 may be used in place of that described in connection with FIG. Is.
【００４１】大型の高磁場主マグネットの代わりに、小
型の高磁場分極マグネット２００と大型の低磁場主マグ
ネットとを用いれば、システムの経費を削減することが
できる。図７に示すＭＲシステムのＲＦ送信器９３０及
びＲＦ受信器９４０は、低磁場マグネットと適合してお
り、作像マグネット１２５の強度に対応するラーモア周
波数（例えば、０．１テスラの磁場内で４．２６ＭＨ
ｚ）において動作する。If a small high-field polarized magnet 200 and a large low-field main magnet are used instead of the large high-field main magnet, the system cost can be reduced. The RF transmitter 930 and the RF receiver 940 of the MR system shown in FIG. 7 are compatible with a low magnetic field magnet and have a Larmor frequency corresponding to the intensity of the image forming magnet 125 (for example, 4 in a magnetic field of 0.1 Tesla. .26 MH
z).
【００４２】これらは、従来のＭＲ作像装置のＲＦサブ
システムと同じ機能を果たす。しかしながら、ラーモア
周波数が非常に低いので、このラーモア周波数に匹敵す
る共鳴周波数を有しているＲＦコイル設計１４０ａ及び
１４０ｂ（又は単一型の送受信コイル１４０）が必要で
ある。このような低周波数においては、ＲＦ送信電力は
極く僅かしか要求されず、これが本発明の更なる利点と
なっている。These perform the same function as the RF subsystem of a conventional MR imager. However, the Larmor frequency is so low that RF coil designs 140a and 140b (or a single type of transmit / receive coil 140) having resonant frequencies comparable to this Larmor frequency are needed. At such low frequencies, very little RF transmit power is required, which is a further advantage of the present invention.
【００４３】代替的な実施例では、作像マグネット１２
５は、増幅器９１０と類似した増幅器によって駆動され
る電磁式のものでもよい。このようなシステムは、典型
的には３０ガウス（ラーモア周波数＝１２８ｋＨｚ）の
パルス状均一磁場を作り出すことができなければならな
い。遮蔽型勾配コイル設計は、パルス状の勾配磁場によ
ってマグネット構造１２０内に誘起された渦電流の望ま
しくない効果を抑えるためのものであるが、この遮蔽型
勾配コイル設計は、低磁場作像マグネットを用いている
本発明では必要でなくなる（但し、このような設計は、
付近の設備に対する障害を防止するには依然として望ま
しいことがある。）。In an alternative embodiment, imaging magnet 12
5 may be electromagnetic driven by an amplifier similar to amplifier 910. Such a system must be able to produce a pulsed uniform magnetic field, typically 30 Gauss (Larmor frequency = 128 kHz). The shielded gradient coil design is intended to suppress the unwanted effects of eddy currents induced in the magnet structure 120 by the pulsed gradient magnetic field, while the shielded gradient coil design reduces the effects of low field imaging magnets. It is no longer necessary for the invention used (although such a design
It may still be desirable to prevent obstacles to nearby equipment. ).
【００４４】コントローラ９００は、磁場勾配増幅器９
１０に対して制御信号を供給する。これらの増幅器は、
磁場勾配コイルを駆動する。勾配コイルは、３つの相互
に直交する方向に磁場勾配を発生することができる。コ
ントローラ９００が信号を発生し、これらの信号がＲＦ
送信器９３０に供給されると、１つ又は複数の所定の周
波数において、作像マグネットのボア内に位置している
ＲＦコイル１４０ａの内側の選択されたスピンを章動さ
せるのに適した電力を用いてＲＦパルスが発生される。
分離型のＲＦ送信コイル１４０ａ及びＲＦ受信コイル１
４０ｂの代わりに、単一型のＲＦ送受信コイル１４０を
用いることもできる。The controller 900 includes a magnetic field gradient amplifier 9
A control signal is supplied to 10. These amplifiers
Drive the magnetic field gradient coil. The gradient coil can generate magnetic field gradients in three mutually orthogonal directions. The controller 900 produces signals that are RF
When provided to the transmitter 930, at one or more pre-determined frequencies, an appropriate power to nutate selected spins inside the RF coil 140a located within the bore of the imaging magnet. The RF pulse is generated using.
Separate RF transmitter coil 140a and RF receiver coil 1
Instead of 40b, a single type RF transceiver coil 140 may be used.
【００４５】ＭＲ応答信号は、受信器９４０に接続され
ているＲＦコイル１４０ｂによって検知される。被検体
１００内に導入されつつある分極した物質は、分極マグ
ネット２００を通過してきているので、分極した物質の
共鳴した核、即ち「スピン」は、低磁場マグネット１２
５にさらされただけのスピンよりも有意に大きな縦方向
磁化ＭL を獲得している。その結果、ＲＦパルスで章動
されると、分極マグネット２００を通過してきたスピン
は、より大きな横方向磁化ＭT を示し、その結果、遥か
に大きなＭＲ応答信号を生成する。受信器９４０は、こ
れらのＭＲ応答信号を、増幅し、復調し、濾波すると共
にディジタル化することにより処理する。コントローラ
９００は又、受信器９４０からの信号を収集して、これ
らの信号を計算手段９５０に伝送し、そこでこれらの信
号は処理される。計算手段９５０は、コントローラ９０
０から受信した信号にフーリエ変換を施して、ＭＲ画像
を作成する。計算手段９５０によって作成された画像
は、画像表示手段１８０上に表示される。The MR response signal is detected by the RF coil 140b connected to the receiver 940. Since the polarized substance being introduced into the subject 100 has passed through the polarizing magnet 200, the resonated nucleus of the polarized substance, that is, “spin”, is generated by the low magnetic field magnet 12.
It has acquired a significantly greater longitudinal magnetization M L than spin just exposed to 5. As a result, when nutated by an RF pulse, the spins that have passed through the polarizing magnet 200 exhibit a larger transverse magnetization M T , resulting in a much larger MR response signal. The receiver 940 processes these MR response signals by amplifying, demodulating, filtering and digitizing them. The controller 900 also collects the signals from the receiver 940 and transmits these signals to the calculation means 950, where they are processed. The calculation means 950 is the controller 90.
An MR image is created by applying a Fourier transform to the signal received from 0. The image created by the calculation means 950 is displayed on the image display means 180.
【００４６】被検体１００からの信号の信号対雑音比及
びコントラストは、０．１テスラの作像マグネットを１
０．０テスラの分極マグネット及び４°Ｋで動作してい
る極低温ペレット形成器と併用している本発明の一実施
例について評価することができる。分極マグネット２０
０を通過しなかった場合のＭＲ応答信号又は被検体１０
０内の「スピン」は、０．１Ｔの磁場を経験したもので
ある。しかしながら、１０Ｔの分極マグネットを通過し
たスピンは、１００倍強い分極を有する。４°Ｋで分極
したペレットは、更に６６．５倍の分極を有する。従っ
て、分極した「スピン」と分極していない「スピン」と
の間のＭＲ信号の差、即ちコントラストは、６，６５０
倍になる。強化された分極手段を何ら用いていない従来
の作像システムでは、血管と周囲組織との信号強度の比
は約１であり、２を超えることは稀であることを銘記さ
れたい。The signal-to-noise ratio and the contrast of the signal from the subject 100 are 1 Tesla imaging magnet.
One embodiment of the invention in combination with a 0.0 Tesla polarizing magnet and a cryogenic pelletizer operating at 4 ° K can be evaluated. Polarizing magnet 20
MR response signal when not passing 0 or object 10
The "spin" in 0 is the experience of a magnetic field of 0.1T. However, spins that have passed through a 10T polarization magnet have 100 times stronger polarization. A pellet polarized at 4 ° K has an additional 66.5 times polarization. Therefore, the difference in MR signal between polarized “spins” and non-polarized “spins”, or contrast, is 6,650.
Double. It should be noted that in conventional imaging systems that do not use any enhanced polarization means, the ratio of signal strength between blood vessel and surrounding tissue is approximately 1 and rarely exceeds 2.
【００４７】又、図７に概略図示したＭＲシステムを用
いて、当業者に周知の方式で従来のＭＲ画像を発生する
こともできる。受信されるＭＲ応答信号は、送信器が用
いているものと同じＲＦコイルを用いて、又は送信器が
駆動しているコイルとは独立の表面コイルを用いて検出
される。新規なＭＲ作像システムに関する現状で好適な
様々な実施例を本明細書で詳細に述べたが、当業者には
今や、多くの改変及び変形が明らかとなっていることで
あろう。従って、特許請求の範囲は、本発明の要旨の範
囲内にあるこのようなすべての改変及び変形を網羅する
ものと理解されたい。The MR system outlined in FIG. 7 can also be used to generate conventional MR images in a manner well known to those skilled in the art. The MR response signal received is detected using the same RF coil that the transmitter is using, or using a surface coil that is independent of the coil that the transmitter is driving. While various presently preferred embodiments of the new MR imaging system have been described in detail herein, many modifications and variations will now be apparent to those skilled in the art. It is, therefore, to be understood that the appended claims are intended to cover all such modifications and changes that fall within the scope of the invention.
【図１】磁気共鳴（ＭＲ）画像を被検体から取得してい
る動作中の本発明の第１の実施例の遠近図である。FIG. 1 is a perspective view of a first embodiment of the present invention in operation acquiring a magnetic resonance (MR) image from a subject.
【図２】一体型分極兼作像マグネットを用いて、ＭＲ画
像を被検体から取得している動作中の本発明の第２の実
施例の遠近図である。FIG. 2 is a perspective view of a second embodiment of the present invention in operation in which an MR image is acquired from a subject using an integrated polarization and imaging magnet.
【図３】トロイド形状を有している分極マグネットの断
面遠近図である。FIG. 3 is a cross-sectional perspective view of a polarized magnet having a toroidal shape.
【図４】分極した液体を注入した場合及び注入しない場
合に検出される被検体の選択された部分からのＭＲ信号
の時間変化のグラフである。FIG. 4 is a graph of the time variation of the MR signal from a selected portion of the analyte detected with and without injecting polarized liquid.
【図５】物質を冷凍し、分極させた後に、被検体内に導
入するように準備される本発明の一実施例の模式図であ
る。FIG. 5 is a schematic diagram of one embodiment of the present invention prepared to be introduced into a subject after the substance has been frozen and polarized.
【図６】水素を冷却して低温にし、分極させた後に、酸
素と結合させて被検体への注入に適した溶液を生成する
分極手段の一実施例の模式図である。FIG. 6 is a schematic diagram of an embodiment of a polarization means that cools hydrogen to a low temperature, polarizes it, and then combines with oxygen to produce a solution suitable for injection into a subject.
【図７】本発明による被検体の一部のＭＲ作像に適した
ＭＲ作像システムを単純化したブロック図である。FIG. 7 is a simplified block diagram of an MR imaging system suitable for MR imaging a portion of a subject according to the present invention.
１００ 被検体 １１０ 支持テーブル １２０ マグネット・ハウジング １２５ 作像マグネット １３０、３３０ 磁場勾配コイル １４０、１４０ａ、１４０ｂ、３４０ ＲＦコイル １５０ａ カテーテル １５０ｂ 呼吸管 １５１ ＭＲ活性の物質 １５２ 極低温ペレット形成手段 １５２ａ 極低温冷凍機 １５２ｂ ペレット形成器 １５３、３５３ 生理学的調節器 １５３ａ、３５３ａ 加熱器 １５３ｂ ポンプ又は気化器 １５５ａ、３５５ａ マグネット巻き線 １５６、１５７ 移送手段 １８０ 画像表示手段 ２００、３１０ 分極マグネット ２０２ 出入口 ２０３ 外側ケース ２０４ 真空室 ２０５ 液体窒素クライオスタット ２０６ 外側の輻射遮蔽体 ２０７ ヘリウム・クライオスタット ２０８ 内側の輻射遮蔽体 ２０９ マグネット・ボア ２１０ スタック ２９０ａ ＭＲ信号の時間変化（分極液体を用いた場
合） ２９０ｂ ＭＲ信号の時間変化（分極液体を用いない場
合） ３００ 一体型分極兼作像マグネット ３０１、３０３ 極表面 ３０２、３０４ 極構造 ３０５、３０７ 連結構造 ３５１ａ 水素ガス・タンク ３５１ｂ 酸素供給タンク ３５２ 極低温室 ３５２ａ 冷凍機部 ３５２ｂ 加温部 ３５３ｂ 化学反応手段 ３５３ｃ 塩水製造器 ３５３ｄ、３５７ ポンプ ３５５ｂ 分極室 ９００ コントローラ ９１０ 勾配増幅器 ９３０ ＲＦ送信器 ９４０ ＲＦ受信器 ９５０ 計算手段100 subject 110 support table 120 magnet housing 125 imaging magnet 130, 330 magnetic field gradient coil 140, 140a, 140b, 340 RF coil 150a catheter 150b breathing tube 151 MR active substance 152 cryogenic pellet forming means 152a cryogenic refrigerator 152b Pellet former 153, 353 Physiological controller 153a, 353a Heater 153b Pump or vaporizer 155a, 355a Magnet winding 156, 157 Transfer means 180 Image display means 200, 310 Polarizing magnet 202 Inlet 203 Outer case 204 Vacuum chamber 205 Liquid nitrogen cryostat 206 Outer radiation shield 207 Helium cryostat 208 Inner radiation shield 209 Magnet bore 210 Stud 290a MR signal time change (when a polarization liquid is used) 290b MR signal time change (when a polarization liquid is not used) 300 Integrated polarization / imaging magnet 301,303 Pole surface 302,304 Pole structure 305,307 Connection Structure 351a Hydrogen gas tank 351b Oxygen supply tank 352 Cryogenic chamber 352a Refrigerator part 352b Heating part 353b Chemical reaction means 353c Salt water producer 353d, 357 Pump 355b Polarization chamber 900 Controller 910 Gradient amplifier 930 RF transmitter 940 RF receiver 950 calculation means
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (31)優先権主張番号 ０８／５３７５７２ (32)優先日 1995年10月２日 (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (31)優先権主張番号 ０８／５３７５７４ (32)優先日 1995年10月２日 (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (31)優先権主張番号 ０８／５３７５７５ (32)優先日 1995年10月２日 (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） ─────────────────────────────────────────────────── --Continued front page (31) Priority claim number 08/537572 (32) Priority date October 2, 1995 (33) Priority claiming country United States (US) (31) Priority claim number 08/537574 ( 32) Priority date October 2, 1995 (33) Priority claiming United States (US) (31) Priority claim number 08/537575 (32) Priority date October 2, 1995 (33) Priority claiming United States (US)
Claims (10)
であって、（ａ） 実質的に均一な磁場を前記被検体に
わたって印加する工程と、（ｂ） 分極した物質を形成
するために、ＲＦ励起パルスの存在していない状態で磁
気共鳴活性の物質（１５１）を高磁場分極マグネット
（２００）に通過させることにより該物質（１５１）を
分極させる工程と、（ｃ） 前記物質（１５１）を前記
被検体内に導入する工程と、（ｄ） 選択された時間、
振幅及び周波数のＲＦエネルギを前記被検体内に送信し
て、前記分極した物質及び前記被検体内の他の組織を章
動させる工程と、（ｅ） 少なくとも１つの空間方向に
おける磁場の振幅を時間に関して変化させる工程と、
（ｆ） 前記分極した物質及び前記被検体内の他の組織
からの一組の磁気共鳴応答信号を検出する工程と、
（ｇ） 検出された該磁気共鳴応答信号を受信する工程
と、（ｈ） 検出された前記一組の磁気共鳴応答信号か
ら画像を算出する工程と、（ｉ） 算出された該画像を
オペレータに表示する工程とを備えた被検体から磁気共
鳴画像を取得する方法。1. A method of obtaining a magnetic resonance image from a subject, comprising the steps of: (a) applying a substantially uniform magnetic field across the subject; and (b) forming a polarized substance. Polarizing the substance (151) by passing the substance (151) having magnetic resonance activity through a high-field polarized magnet (200) in the absence of an RF excitation pulse; and (c) the substance (151). And (d) for a selected time,
Transmitting RF energy of amplitude and frequency into the subject to nutate the polarized material and other tissues in the subject, and (e) time the amplitude of the magnetic field in at least one spatial direction. With respect to
(F) detecting a set of magnetic resonance response signals from the polarized substance and other tissue in the subject;
(G) receiving the detected magnetic resonance response signal, (h) calculating an image from the set of detected magnetic resonance response signals, and (i) giving the calculated image to an operator. A method of acquiring a magnetic resonance image from a subject, which comprises the step of displaying.
分極させる前に、磁気共鳴活性の物質（１５１）を冷却
して固体を形成する工程と、（ｂ） 該固体が分極した
後に、該固体を加熱して、分極した物質として前記被検
体の組織、血管又は体内腔内に導入される分極した液体
を取得する工程とを更に含んでいる請求項１に記載の被
検体から磁気共鳴画像を取得する方法。2. (a) cooling the magnetic resonance active substance (151) to form a solid before the magnetic resonance active substance (151) is polarized; and (b) after the solid is polarized. And heating the solid to obtain a polarized liquid that is introduced into the tissue, blood vessel or body lumen of the subject as a polarized substance. How to obtain a resonance image.
された組織を通して潅流され、前記算出された画像は、
潅流画像である請求項１に記載の被検体から磁気共鳴画
像を取得する方法。3. The polarized material is perfused through a selected tissue of the subject and the calculated image is
The method for acquiring a magnetic resonance image from a subject according to claim 1, which is a perfusion image.
り、前記工程（ｂ）の後に、（ａ） 分極した水素を酸
素と結合させて分極水を取得する工程と、（ｂ） 該分
極水に化学的溶質を加えて、前記分極した物質として用
いられる造影液体であって、前記被検体内に安全に導入
され得る化学的組成物を有している造影液体を作り出す
工程とを更に含んでいる請求項１に記載の被検体から磁
気共鳴画像を取得する方法。4. The magnetic resonance active substance is H 2 , and (a) after the step (b), (a) a step of combining polarized hydrogen with oxygen to obtain polarized water, and (b) Adding a chemical solute to polarized water to create a contrast liquid used as the polarized substance, the contrast liquid having a chemical composition that can be safely introduced into the subject. A method of acquiring a magnetic resonance image from a subject according to claim 1 including.
共鳴作像システムであって、（ａ） 実質的に均一な磁
場を前記被検体にわたって印加する作像マグネット（１
２５）と、（ｂ） 少量の磁気共鳴活性の物質（１５
１）と、（ｃ） 空洞を有しており、前記磁気共鳴活性
の物質（１５１）を受け取ると共に分極させる高磁場分
極マグネット（２００）と、（ｄ） 分極した前記磁気
共鳴活性の物質を前記被検体内に輸送する導入装置（１
５０ａ、１５０ｂ）と、（ｅ） 選択された時間、振幅
及び周波数のＲＦエネルギを前記被検体内に送信して、
前記分極した磁気共鳴活性の物質及び前記被検体内の他
の組織を章動させるＲＦ送信器手段（９３０、１４０
ａ）と、（ｆ） 少なくとも１つの空間方向における磁
場の振幅を時間に関して変化させる勾配手段（９１０、
１３０）と、（ｇ） 造影液体及び前記被検体内の他の
組織からの一組の磁気共鳴応答信号を検出するＲＦ受信
コイル（１４０ｂ）と、（ｈ） 該ＲＦ受信コイル（１
４０ｂ）に接続されており、検出された前記磁気共鳴応
答信号を受信する受信器手段（９４０）と、（ｉ） 前
記検出された磁気共鳴応答信号から画像を算出する算出
手段（９５０）と、（ｊ） 前記ＲＦ送信器手段（９３
０、１４０ａ）、前記受信器手段（９４０）、前記算出
手段（９５０）及び前記勾配手段（９１０、１３０）に
接続されており、所定の磁気共鳴パルス・シーケンスに
従って該ＲＦ送信器手段（９３０、１４０ａ）、該受信
器手段（９４０）、該算出手段（９５０）及び該勾配手
段（９１０、１３０）をそれぞれ動作させるコントロー
ラ手段（９００）と、（ｋ） 前記算出手段（９５０）
に接続されており、算出された前記画像をオペレータに
表示する表示手段（１８０）とを備えた磁気共鳴作像シ
ステム。5. A magnetic resonance imaging system for acquiring a magnetic resonance image from a subject, comprising: (a) an imaging magnet (1) for applying a substantially uniform magnetic field across the subject.
25) and (b) a small amount of magnetic resonance active substance (15
1) and (c) a high-field polarization magnet (200) having a cavity for receiving and polarizing the magnetic resonance active substance (151), and (d) the polarized magnetic resonance active substance Introducing device (1
50a, 150b) and (e) transmitting RF energy of selected time, amplitude and frequency into the subject,
RF transmitter means (930, 140) for nutation of the polarized magnetic resonance active material and other tissues in the subject.
a) and (f) gradient means (910, for varying the amplitude of the magnetic field in at least one spatial direction with respect to time),
130), (g) an RF receiver coil (140b) for detecting a set of magnetic resonance response signals from the contrast liquid and other tissues in the subject, and (h) the RF receiver coil (1).
40b), and a receiver means (940) for receiving the detected magnetic resonance response signal, and (i) a calculation means (950) for calculating an image from the detected magnetic resonance response signal, (J) The RF transmitter means (93
0, 140a), said receiver means (940), said calculation means (950) and said gradient means (910, 130) and connected according to a predetermined magnetic resonance pulse sequence to said RF transmitter means (930, 140a), controller means (900) for operating the receiver means (940), the calculating means (950) and the gradient means (910, 130), respectively, and (k) the calculating means (950).
And a display means (180) for displaying the calculated image to the operator.
活性の物質を冷凍して凍結ペレットを形成する極低温ペ
レット形成手段（１５２）と、（ｂ） 該ペレット形成
手段（１５２）及び前記分極マグネット（２００）に結
合されており、ペレットを分極させるために、分極した
前記ペレットを前記極低温ペレット形成手段（１５２）
から前記分極マグネット（２００）へ移動させる機械的
手段（１５６）と、（ｃ） 前記導入装置に接続されて
おり、前記分極したペレットを受け取ると共に加熱して
分極した液体にし、前記被検体内に導入する前記導入装
置（１５０ａ、１５０ｂ）へ該分極した液体を送る生理
学的調節器手段（１５３）と、（ｄ） 前記分極マグネ
ット（２００）及び前記生理学的調節器手段（１５３）
に結合されており、前記分極マグネット（２００）から
前記生理学的調節器（１５３）へ前記分極したペレット
を移動させる第２の機械的手段（１５７）とを更に含ん
でいる請求項５に記載の磁気共鳴作像システム。6. A cryogenic pellet forming means (152) for freezing a small amount of a biocompatible substance having a magnetic resonance activity to form a frozen pellet, and (b) the pellet forming means (152) and The cryogenic pellet forming means (152) coupled to the polarization magnet (200) and polarizing the pellets to polarize the pellets.
Mechanical means (156) for moving the polarized pellets (200) to the polarized magnet (200), and (c) is connected to the introduction device and receives the polarized pellets and heats them into a polarized liquid, which is placed in the subject. A physiological adjuster means (153) for delivering the polarized liquid to the introducing device (150a, 150b) for introducing; (d) the polarizing magnet (200) and the physiological adjuster means (153).
A second mechanical means (157) coupled to the polarized magnet (200) for moving the polarized pellets to the physiological regulator (153). Magnetic resonance imaging system.
は、前記被検体全体を取り巻いている磁気共鳴作像マグ
ネット（１２５）よりも実質的に小さな寸法を有してい
る請求項５に記載の磁気共鳴作像システム。7. The high field polarized magnet (200)
The magnetic resonance imaging system of claim 5, wherein the magnetic resonance imaging magnet has a dimension substantially smaller than a magnetic resonance imaging magnet (125) surrounding the entire subject.
作像マグネット（１２５）よりも強い磁場を発生してい
る請求項５に記載の磁気共鳴作像システム。8. The magnetic resonance imaging system of claim 5, wherein the polarizing magnet (200) produces a stronger magnetic field than the imaging magnet (125).
け入れると共に磁気共鳴作像における後続の使用のため
に前記磁気共鳴活性の物質を分極させる内部空洞を包囲
しているトロイド状巻き線を含んでおり、該トロイド状
の形状により、前記分極マグネットは、低減された周辺
磁場を示している請求項５に記載の磁気共鳴作像システ
ム。9. The high field polarized magnet comprises a toroidal winding surrounding an internal cavity that receives a liquid and polarizes the magnetic resonance active material for subsequent use in magnetic resonance imaging. The magnetic resonance imaging system of claim 5, wherein the toroidal shape causes the polarizing magnet to exhibit a reduced peripheral magnetic field.
体型の分極マグネット及び低磁場マグネットであって、
（ａ） 磁気共鳴活性の物質（１５１）を受け取ると共
に分極させるように構成されている分極室（２０３）を
取り囲んで画定すると共に、磁場束戻り経路を作り出す
高磁場分極マグネット（３１０）と、（ｂ） 互いに隔
てられており、被検体を受け入れる領域を画定している
少なくとも２つの極構造（３０１、３０３）と、（ｃ）
前記分極マグネット（３１０）と前記極構造（３０
１、３０３）との間にそれぞれ連結されており、前記分
極マグネット（３１０）の前記磁場戻り経路を前記極構
造（３０１、３０３）と前記被検体を受け入れる領域と
を介して導く連結構造（３０５、３０７）とを備えた磁
気共鳴検出システムに用いられる一体型の分極マグネッ
ト及び低磁場マグネット。10. An integrated polarization magnet and low field magnet used in a magnetic resonance detection system, comprising:
(A) a high field polarized magnet (310) that surrounds and defines a polarization chamber (203) configured to receive and polarize a magnetic resonance active substance (151) and create a magnetic flux return path (310); b) at least two polar structures (301, 303) which are separated from each other and define a region for receiving an analyte, (c)
The polarization magnet (310) and the pole structure (30
Connection structure (305) for connecting the magnetic field return path of the polarization magnet (310) through the pole structure (301, 303) and the region for receiving the subject. , 307) and an integrated polarization magnet and low field magnet used in a magnetic resonance detection system.
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| US08/537,575 US5713359A (en) | 1995-10-02 | 1995-10-02 | Magnetic resonance (MR) perfusion imaging in a low-field imaging magnet |
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Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2005120342A1 (en) * | 2004-06-07 | 2005-12-22 | Japan Science And Technology Agency | Polarized xenon freezing and re-gasifying device and polarized xenon producing system |
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| JP2013529485A (en) * | 2010-06-24 | 2013-07-22 | ヨハン ウォルフガング ゲーテ−ウニベルジテート フランクフルト アム マイン | Hyperpolarizing device and method of administering hyperpolarized liquid contrast agent |
-
1996
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- 1996-09-26 JP JP25364496A patent/JP3713339B2/en not_active Expired - Fee Related
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|---|---|---|---|---|
| WO2005120342A1 (en) * | 2004-06-07 | 2005-12-22 | Japan Science And Technology Agency | Polarized xenon freezing and re-gasifying device and polarized xenon producing system |
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE19626811A1 (en) | 1997-04-03 |
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