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NUCLEAR MAGNETIC RESONANCE IMAGING DEVICE, NUCLEAR MAGNETIC RESONANCE IMAGING METHOD, AND PROGRAM

Foreign code F210010293
File No. (S2019-0244-N0)
Posted date Jan 28, 2021
Country WIPO
International application number 2020JP019524
International publication number WO 2020235505
Date of international filing May 15, 2020
Date of international publication Nov 26, 2020
Priority data
  • P2019-093569 (May 17, 2019) JP
Title NUCLEAR MAGNETIC RESONANCE IMAGING DEVICE, NUCLEAR MAGNETIC RESONANCE IMAGING METHOD, AND PROGRAM
Abstract A nuclear magnetic resonance imaging device (100) comprises: a magnetostatic coil (10); a holding unit (2); a pulse application unit (30); a reception unit (40); and an image generation unit (51b). The pulse application unit (30) applies a target with a pulse sequence of which echo peak appears before a half of a signal acquisition time from application of a frequency encoding gradient magnetic field for rephasing an NMR signal. The reception unit (40) detects an NMR signal over the entire range from the application of the frequency encoding gradient magnetic field for rephasing the NMR signal to the lapse of the signal acquisition time. The image generation unit (51b) generates an image from the entire NMR signal detected over the above-mentioned entire range.
Outline of related art and contending technology BACKGROUND ART
Nuclear magnetic resonance imaging (MRI) refers to acquiring, as a nuclear magnetic resonance (NMR) signal, an induced current generated in a receiving coil by irradiating a subject in a static magnetic field with a specific RF (Radio Frequency) pulse (excitation pulse) while applying a specific gradient magnetic field to cause specific atoms in the subject to nuclear magnetic resonance; An image (of a subject, for example, a two-dimensional image (, that is, a cross-sectional image) and a three-dimensional image) are generated from this signal. NMR signals to which positional information has been added by the application of gradient magnetic fields measured by MRI or the like are also referred to as MRI signals in particular. Also, a set of RF pulses and gradient fields applied at a particular intensity and timing to acquire NMR signals is referred to as a pulse sequence.
The gradient magnetic fields link the real space in which the subject is placed and the spatial frequency space (k-space) of the subject with a Fourier transform relationship, and the MRI signals reflect the information of the k-space of the subject. Thus, in MRI, information on the k-space of the subject is discretely collected from an MRI signal, and discrete inverse Fourier transform is performed on the obtained discrete data to reconstruct an image of the subject in the real space.
Methods of acquiring k-space data from MRI signals include: a method of extracting data on gridpoints in a Cartesian coordinate system of k-space of a subject line by controlling the X-axis, Y-axis, and Z-axis) with tri-axial gradient coils (,); A method (for extracting data in a polar coordinate system in k-space of a subject in order along a plurality of radial straight lines or spiral curves passing through an origin, a radial scan/spiral scan), and the like have been put into practical use.
The MRI signal has a convex, strong signal strength portion generated by manipulation of gradient magnetic fields by a designed pulse sequence, which is referred to as echo. Echo and signal changes before and after the echo include spatial information of the subject. Echoes resulting from the application of gradient magnetic fields are referred to as gradient echoes (gradient echo). Echoes resulting from continued application (of high-frequency magnetic fields, e.g., application) of inverted pulses after application of excitation pulses, are referred to as spin echoes (spin echo). Regardless of the cause of echo, the time from the application of the excitation pulse to the occurrence of echo is referred to as echo time (TE).
Because the NMR nuclei of the target in the subject vary in distribution, density, and relaxation times depending on the circumstances in which they are placed, research and development of MRI signal integration methods (suitable for the target, particularly pulse sequences), have been advanced increasingly.
For example, a partial echo (partial echo) method is known as one such method. In the partial echo method, TE is shortened in the gradient echo (GRE) method, and an MRI signal is acquired until half of a signal acquisition time ta elapses from TE so as to acquire data corresponding to approximately half of the k-space, and The remaining portion of the k-space data is appropriately corrected (, for example, 0-fill (variables), and complemented) by replication based on hemi-symmetry, and then an inverse Fourier transform is performed to generate an MRI image. Fig.5 illustrates a pulse sequence in a case where the partial echo method is applied to the GRE method. For example, PTL 1 discloses an example in which correction is performed with zero fill.
Scope of claims (In Japanese)[請求項1]
 静磁場を形成する静磁場形成部と、
 前記静磁場内に対象を保持する対象保持部と、
 前記静磁場内の前記対象に、励起パルス、位相エンコード勾配磁場、及び周波数エンコード勾配磁場を含むパルスシークエンスを印加し、前記励起パルスの印加により前記対象からNMR信号を生じさせ、前記周波数エンコード勾配磁場の印加により当該NMR信号をディフェーズさせた後にリフェーズさせるパルス印加部と、
 異なる振幅の前記位相エンコード勾配磁場により位相エンコードされた前記NMR信号のそれぞれを、前記パルス印加部により前記周波数エンコード勾配磁場を印加して前記NMR信号をリフェーズさせている最中に検出する検出部と、
 前記検出部が検出した前記NMR信号から画像を生成する画像生成部と、
 を備え、
 前記パルス印加部は、前記NMR信号をリフェーズさせるための前記周波数エンコード勾配磁場の印加から信号取得時間の半分より前にエコーピークがくるような前記パルスシークエンスを前記対象に印加し、
 前記検出部は、前記NMR信号をリフェーズさせるための前記周波数エンコード勾配磁場の印加から前記信号取得時間経過までの全域に渡って前記NMR信号を検出し、
 前記画像生成部は、前記全域に渡って検出された前記NMR信号全体から前記画像を生成する、
 ことを特徴とする、核磁気共鳴イメージング装置。

[請求項2]
 測定対象の原子が、スピン量子数3/2の原子核である、請求項1に記載の核磁気共鳴イメージング装置。

[請求項3]
 測定対象の原子が、 23Naである、請求項2に記載の核磁気共鳴イメージング装置。

[請求項4]
 前記パルスシークエンスに、前置RFパルスを敷設することによって、コントラスト画像を生成する、請求項1から3のいずれか1項に記載の核磁気共鳴イメージング装置。

[請求項5]
 測定対象の原子が 23Naであり、
 繰り返し時間が30ms未満であり、
 前記画像が密度分布画像である、
 請求項1から4のいずれか1項に記載の核磁気共鳴イメージング装置。

[請求項6]
 前記パルス印加部は、前記位相エンコードが同じ前記パルスシークエンスを複数回にわたり前記対象に印加し、
 前記画像生成部は、前記位相エンコードが同じ複数回の前記パルスシークエンスから得られた前記NMR信号を積算し、積算された前記NMR信号に基づいて前記画像を生成する、
 請求項1から5のいずれか1項に記載の核磁気共鳴イメージング装置。

[請求項7]
 前記パルス印加部は、2種類の原子に対応した異なる周波数の2種類以上の前記励起パルスを印加可能である、
 請求項1から6のいずれか1項に記載の核磁気共鳴イメージング装置。

[請求項8]
 静磁場内の対象に、励起パルス、位相エンコード勾配磁場、及び周波数エンコード勾配磁場を含むパルスシークエンスを印加し、前記励起パルスの印加により前記対象からNMR信号を生じさせ、前記周波数エンコード勾配磁場の印加により当該NMR信号をディフェーズさせた後にリフェーズさせるパルス印加工程と、
 異なる振幅の前記位相エンコード勾配磁場により位相エンコードされた前記NMR信号のそれぞれを、前記パルス印加工程により前記周波数エンコード勾配磁場を印加して前記NMR信号をリフェーズさせている最中に検出する検出工程と、
 前記検出工程で検出した前記NMR信号から画像を生成する画像生成工程と、
 を備え、
 前記パルス印加工程では、前記NMR信号をリフェーズさせるための前記周波数エンコード勾配磁場の印加から信号取得時間の半分より前にエコーピークがくるような前記パルスシークエンスを前記対象に印加し、
 前記検出工程では、前記NMR信号をリフェーズさせるための前記周波数エンコード勾配磁場の印加から前記信号取得時間経過までの全域に渡って前記NMR信号を検出し、
 前記画像生成工程では、前記全域に渡って検出された前記NMR信号全体から前記画像を生成する、
 ことを特徴とする、核磁気共鳴イメージング方法。

[請求項9]
 コンピュータを、
 パルス印加部に、静磁場内の対象に、励起パルス、位相エンコード勾配磁場、及び周波数エンコード勾配磁場を含むパルスシークエンスを印加させ、前記励起パルスの印加により前記対象からNMR信号を生じさせ、前記周波数エンコード勾配磁場の印加により当該NMR信号をディフェーズさせた後にリフェーズさせるパルス印加手段であって、前記NMR信号をリフェーズさせるための前記周波数エンコード勾配磁場の印加から信号取得時間の半分より前にエコーピークがくるような前記パルスシークエンスを前記対象に印加させるパルス印加手段、
 検出部に、異なる振幅の前記位相エンコード勾配磁場により位相エンコードされた前記NMR信号のそれぞれを、前記パルス印加部により前記周波数エンコード勾配磁場を印加して前記NMR信号をリフェーズさせている最中に検出させる検出手段であって、前記NMR信号をリフェーズさせるための前記周波数エンコード勾配磁場の印加から前記信号取得時間経過までの全域に渡って前記NMR信号を検出させる検出手段、
 画像生成部に、前記検出部で検出した前記NMR信号から画像を生成させる画像生成手段であって、前記全域に渡って検出された前記NMR信号全体から前記画像を生成させる、画像生成手段、
 として機能させる、プログラム。
  • Applicant
  • ※All designated countries except for US in the data before July 2012
  • NIIGATA UNIVERSITY
  • Inventor
  • HAISHI Tomoyuki
  • KASEDA Ryohei
  • SASAKI Susumu
IPC(International Patent Classification)
Specified countries National States: AE AG AL AM AO AT AU AZ BA BB BG BH BN BR BW BY BZ CA CH CL CN CO CR CU CZ DE DJ DK DM DO DZ EC EE EG ES FI GB GD GE GH GM GT HN HR HU ID IL IN IR IS JO JP KE KG KH KN KP KR KW KZ LA LC LK LR LS LU LY MA MD ME MG MK MN MW MX MY MZ NA NG NI NO NZ OM PA PE PG PH PL PT QA RO RS RU RW SA SC SD SE SG SK SL ST SV SY TH TJ TM TN TR TT TZ UA UG US UZ VC VN WS ZA ZM ZW
ARIPO: BW GH GM KE LR LS MW MZ NA RW SD SL ST SZ TZ UG ZM ZW
EAPO: AM AZ BY KG KZ RU TJ TM
EPO: AL AT BE BG CH CY CZ DE DK EE ES FI FR GB GR HR HU IE IS IT LT LU LV MC MK MT NL NO PL PT RO RS SE SI SK SM TR
OAPI: BF BJ CF CG CI CM GA GN GQ GW KM ML MR NE SN TD TG
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