JP2007260001A - Magnetic resonance imaging apparatus and imaging method - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、磁気共鳴イメージング装置および撮像方法に関し、特に骨粗鬆症診断を行うための高い空間分解能を有する人指用の磁気共鳴イメージング装置（以下「ＭＲＩ装置」ともいう。」）および撮像方法に関する。 The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus and an imaging method, and more particularly to a magnetic resonance imaging apparatus for human fingers (hereinafter, also referred to as “MRI apparatus”) and an imaging method having high spatial resolution for diagnosis of osteoporosis.
骨粗鬆症は、高齢者の骨折や寝たきりなどにつながる疾患である。国内における骨粗鬆症患者の患者総数は、１０００万人を超えると言われ、骨粗鬆症の克服は社会的要請となっている。 Osteoporosis is a disease that leads to fractures and bedriddens in the elderly. It is said that the total number of osteoporosis patients in Japan exceeds 10 million, and overcoming osteoporosis is a social request.
一方、最近の研究により骨粗鬆症の診断や治療効果判定には、骨密度計測ばかりでなく、海綿骨の三次元的微細構造を反映する骨質の評価が重要であることが分かってきた。 On the other hand, recent research has revealed that not only bone density measurement but also evaluation of bone quality reflecting the three-dimensional fine structure of cancellous bone is important for diagnosis of osteoporosis and determination of therapeutic effect.
図１３は下記特許文献１に示されている従来例に係るＭＲＩ装置の全体構成図であり、図１４は図１３に係るＭＲＩ装置の位置制御の下での局所用プローブの位置の変化の一例を示す図である。 13 is an overall configuration diagram of an MRI apparatus according to a conventional example disclosed in Patent Document 1 below, and FIG. 14 is an example of a change in position of a local probe under position control of the MRI apparatus according to FIG. FIG.
図１３に示すように、このＭＲＩ装置は、架台内に静磁場を発生する磁石１と、静磁場内に配置された被検体Ｒに勾配磁場を印加する勾配磁場コイル２と、勾配磁場が印加された被検体Ｒから磁気共鳴信号を受信する高周波コイル４とを備えている。 As shown in FIG. 13, this MRI apparatus applies a gradient magnetic field to a magnet 1 that generates a static magnetic field in a gantry, a gradient magnetic field coil 2 that applies a gradient magnetic field to a subject R arranged in the static magnetic field, and a gradient magnetic field. And a high frequency coil 4 for receiving a magnetic resonance signal from the subject R.
そして、制御部１０ｇは、被検体Ｒの外形を検出し、その検出した外形に基づいて、高周波コイル４を被検体Ｒに対して遠近方向に移動するよう位置調整機構７を駆動し、高周波コイル４により受信された磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴画像を生成する。 Then, the control unit 10g detects the outer shape of the subject R, and drives the position adjusting mechanism 7 so as to move the high-frequency coil 4 in the perspective direction with respect to the subject R based on the detected outer shape. A magnetic resonance image is generated based on the magnetic resonance signal received by 4.
図１４に示すように、この位置制御は被検体Ｒと局所用プローブ６とが干渉することなく近接させた状態を維持するように、局所用プローブ６の上下位置が調される。すなわち、被検体Ｒの移動にともなって局所用プローブ６に対向する被検体Ｒの部位が変化することにより、被検体Ｒと局所用プローブ６との間隔が変化するので、この間隔の変化を補償するように局所用プローブ６の上下位置（Ｌ１、Ｌ２、Ｌ３）が調整される。 As shown in FIG. 14, in this position control, the vertical position of the local probe 6 is adjusted so that the subject R and the local probe 6 are kept close to each other without interference. That is, the distance between the subject R and the local probe 6 changes due to the change in the region of the subject R facing the local probe 6 as the subject R moves, so that the change in the interval is compensated. Thus, the vertical positions (L1, L2, L3) of the local probe 6 are adjusted.
そして、この撮像処理は、受信部８から出力される磁気共鳴信号データ、すなわち局所用プローブ６で受信された磁気共鳴信号から受信部８で生成された磁気共鳴信号データに基づいて行われ、この磁気共鳴信号データに基づき、被検体Ｒについての局所的画像データを集積することで、被検体Ｒの全体に関する画像データが求められる。 The imaging process is performed based on the magnetic resonance signal data output from the receiving unit 8, that is, the magnetic resonance signal data generated by the receiving unit 8 from the magnetic resonance signal received by the local probe 6. Based on the magnetic resonance signal data, local image data about the subject R is accumulated to obtain image data relating to the entire subject R.
図１５は下記特許文献２示された従来の他の例に係る局所的磁気共鳴イメージング装置の全体構成図であり、図１６は図１５に係る磁気共鳴イメージング装置の磁気シールドを示す断面図である。 FIG. 15 is an overall configuration diagram of a local magnetic resonance imaging apparatus according to another conventional example shown in Patent Document 2 below, and FIG. 16 is a cross-sectional view showing a magnetic shield of the magnetic resonance imaging apparatus according to FIG. .
この従来の他の例は、均一な静磁場の中に置かれた高周波コイル５２中に、被検体Ｒの踵の端部より踵を挿入し、踵骨を含む断層面の核磁気共鳴画像を、骨粗鬆症診断のための基準試料と同時に、骨髄の緩和時間変化の影響が少ないパルスシーケンス（例えばスピン・エコー撮像パルス）で撮像するものであり、小型の装置で安価に、かつ楽な姿勢で検査が受けられ、骨粗鬆症診断を可能とするものである。
しかしながら、上記特許文献１に示されたＭＲＩ装置は、位置調整機構７を備えプローブ６が、被検者の検査部位の形状に合わせて上下に移動して、被検者の検査部位とプローブとの距離を適正な値に保持し、測定感度を高めることができるが、高価で大きな設置スペースを必要とし、検査費用が高く、被検者の姿勢が拘束されることになる。また海綿骨の三次元微細構造を反映した骨質の評価を行うことはできない。 However, the MRI apparatus disclosed in Patent Document 1 includes a position adjustment mechanism 7 and the probe 6 moves up and down in accordance with the shape of the examination site of the subject, The distance can be maintained at an appropriate value and the measurement sensitivity can be increased, but it requires an expensive and large installation space, the inspection cost is high, and the posture of the subject is restricted. In addition, bone quality that reflects the three-dimensional microstructure of cancellous bone cannot be evaluated.
なお、この問題を解決するため、人体全身用磁気共鳴イメージング装置と小型の高周波コイルを併用することにより、撓骨の海綿骨微細構造の計測が試みられているが、人体全身用ＭＲＩ装置に特殊なハードウェアを接続するために、特別な接続技術が必要であり、またその製造メーカーの許可も必要なため、実施上制約が大きかった。 In order to solve this problem, an attempt has been made to measure the cancellous bone fine structure of the bony bone by using a magnetic resonance imaging apparatus for whole body and a small high-frequency coil together. In order to connect the necessary hardware, special connection technology is required, and the permission of the manufacturer is also required.
また、上記特許文献２に示されたＭＲＩ装置は、小型・安価に、かつ楽な姿勢で検査が受けられ、踵骨の骨髄の撮像により骨粗鬆症診断を可能とするものであるが、海綿骨の三次元微細構造を反映した骨質の評価を行うことのできるものではない。 Further, the MRI apparatus disclosed in Patent Document 2 can be examined in a small, inexpensive and easy posture, and enables osteoporosis diagnosis by imaging the bone marrow of the ribs. Bone quality that reflects the three-dimensional microstructure cannot be evaluated.
本発明は、係る問題点に鑑みて鋭意研究を重ねてなされたものであり、指骨を対象とし、小型・安価で、かつ被検者の姿勢に自由度が高く楽な姿勢で、しかも安全に骨密度と骨質を検査し、骨粗鬆症の診断を可能とするＭＲＩ装置および撮像方法を提供するものである。 The present invention has been made through extensive research in view of such problems, and is intended for the phalanges, is small and inexpensive, has a high degree of freedom in the posture of the subject, and is safe and safe. It is intended to provide an MRI apparatus and an imaging method capable of examining bone density and bone quality and enabling diagnosis of osteoporosis.
上記課題を解決するための第１の発明は、生体の人指の指骨を含む均一な静磁場領域を形成する磁石と、該磁石の均一な静磁場内に配置され、該均一な静磁場領域内に均一な勾配磁場を発生する勾配磁場コイルと、該勾配磁場コイルの内部に配置され、生体の人指の指骨の領域に均一な高周波磁場を発生し、前記指骨から発生するＮＭＲ信号を受信する円筒形の高周波コイルと、該高周波コイルおよび生体の手部を電磁シールドする電磁シールド材を備えた磁気共鳴イメージング装置であって、前記生体の人指を前記高周波コイルの円筒形の内部に挿入し、前記高周波コイルに高周波パルスシーケンスを印加して指骨海綿骨を高い空間分解能で撮像し、該指骨海綿骨の三次元構造評価とそれに基く骨質評価を可能とすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置である。 A first invention for solving the above-described problems is a magnet that forms a uniform static magnetic field region including the phalanges of a living human finger, and the uniform static magnetic field region that is disposed within the uniform static magnetic field of the magnet. A gradient magnetic field coil that generates a uniform gradient magnetic field therein, and a high-frequency magnetic field that is disposed inside the phalange of a living human finger and that receives an NMR signal generated from the phalange. A magnetic resonance imaging apparatus comprising a cylindrical high-frequency coil and an electromagnetic shielding material that electromagnetically shields the high-frequency coil and the hand of the living body, wherein the human finger is inserted into the cylindrical shape of the high-frequency coil And applying a high-frequency pulse sequence to the high-frequency coil to image the cancellous cancellous bone with a high spatial resolution, and enabling a three-dimensional structure evaluation of the phalangeal cancellous bone and a bone quality evaluation based thereon. It is a ringing imaging apparatus.
第２の発明は、第１の発明において、上記人指の指骨が１本のみの人指の指骨であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置である。 A second invention is the magnetic resonance imaging apparatus according to the first invention, wherein the finger phalange is only one finger phalange.
第３の発明は、第１または第２の発明において、前記シールド材が、前記円筒形の高周波コイルの外周部を電磁シールドする高周波シールドボックスと被検者の指および手の部分を局所的に電磁シールドするシールドカバーで構成されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置である。 According to a third invention, in the first or second invention, the shield material locally covers a high-frequency shield box that electromagnetically shields an outer peripheral portion of the cylindrical high-frequency coil and a finger and a hand portion of the subject. A magnetic resonance imaging apparatus comprising a shield cover for electromagnetic shielding.
第４の発明は、第１ないし第３の発明において、前記高周波パルスシーケンスが、前記指骨骨髄の水素原子核の長い縦緩和時間と、高周波パルスの早い繰り返し励起による信号減衰効果を解消するための縦磁化の強制回復高周波パルスを印加するパルスシーケンスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置である。 According to a fourth invention, in the first to third inventions, the high-frequency pulse sequence has a longitudinal relaxation time for hydrogen nuclei of the phalange bone marrow and a longitudinal attenuation time for eliminating a signal attenuation effect due to rapid repetition excitation of the high-frequency pulse. A magnetic resonance imaging apparatus characterized by being a pulse sequence for applying a forced recovery high-frequency pulse of magnetization.
第５の発明は、第１ないし第３の発明において、前記高周波パルスシーケンスが、複数のスピンエコーを発生させた後に、縦磁化の強制回復高周波パルスを印加するパルスシーケンスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置である。 A fifth invention is characterized in that, in the first to third inventions, the high-frequency pulse sequence is a pulse sequence in which a forcible recovery high-frequency pulse of longitudinal magnetization is applied after generating a plurality of spin echoes. This is a magnetic resonance imaging apparatus.
第６の発明は、第４または第５の発明において、前記高周波パルスシーケンスにおける位相エンコード勾配磁場が、振幅ないし印加時間を最適化して、前記磁石や周辺導体の勾配磁場パルスへの影響を最小とし、強制回復効果を高めていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置である。 According to a sixth invention, in the fourth or fifth invention, the phase encoding gradient magnetic field in the high-frequency pulse sequence optimizes the amplitude or the application time to minimize the influence on the gradient magnetic field pulse of the magnet and the peripheral conductor. The magnetic resonance imaging apparatus is characterized by enhancing the forced recovery effect.
第７の発明は、第４または第５の発明において、前記高周波パルスシーケンスが、撮像中の静磁場の強度変化を計測して、静磁場の変化に共鳴周波数を追従させ、撮像中の静磁場のドリフトの影響を低減させることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置である。 According to a seventh invention, in the fourth or fifth invention, the high-frequency pulse sequence measures a change in the strength of the static magnetic field during imaging, causes the resonance frequency to follow the change in the static magnetic field, and It is a magnetic resonance imaging apparatus characterized by reducing the influence of drift.
第８の発明は、生体の人指の指骨を含む均一な静磁場領域を形成する磁石と、該磁石の均一な静磁場内に配置され、該均一な静磁場領域内に均一な勾配磁場を発生する勾配磁場コイルと、該勾配磁場コイルの内部に配置され、生体の人指の指骨の領域に均一な高周波磁場を発生し、前記指骨から発生するＮＭＲ信号を受信する円筒形の高周波コイルと、該高周波コイルおよび生体の手部を電磁シールドする電磁シールド材を備えた磁気共鳴イメージング装置を使用して行う磁気共鳴イメージング撮像方法であって、前記生体の人指を前記高周波コイルの円筒形の内部に挿入し、前記高周波コイルに高周波パルスシーケンスを印加して指骨海綿骨を高い空間分解能で撮像し、該指骨海綿骨の三次元構造評価とそれに基く骨質評価を可能とすることを特徴とする磁気共鳴イメージング撮像方法である。 According to an eighth aspect of the present invention, a magnet that forms a uniform static magnetic field region including the phalanges of a living human finger, and a uniform gradient magnetic field that is disposed within the uniform static magnetic field of the magnet, A gradient magnetic field coil that is generated, and a cylindrical high frequency coil that is disposed inside the gradient magnetic field coil, generates a uniform high-frequency magnetic field in a region of the phalange of a living human finger, and receives an NMR signal generated from the phalange. A magnetic resonance imaging method using a magnetic resonance imaging apparatus provided with an electromagnetic shielding material that electromagnetically shields the high-frequency coil and a living body's hand, wherein the living-body finger is formed into a cylindrical shape of the high-frequency coil. It is inserted inside, and a high-frequency pulse sequence is applied to the high-frequency coil to image the phalangeal cancellous bone with a high spatial resolution, enabling the three-dimensional structure evaluation of the phalangeal cancellous bone and the bone quality evaluation based on it. Which is a magnetic resonance imaging imaging method characterized.
第９の発明は、第８の発明において、上記人指の指骨が１本のみの人指の指骨であることを特徴とする磁気共鳴イメージング撮像方法である。 A ninth invention is the magnetic resonance imaging imaging method according to the eighth invention, wherein the finger phalange is only one human phalange.
第１０の発明は、第８または第９の発明において、前記高周波パルスシーケンスが、前記指骨骨髄の水素原子核の長い縦緩和時間と、高周波パルスの早い繰り返し励起による信号減衰効果を解消するための縦磁化の強制回復高周波パルスを印加するパルスシーケンスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング撮像方法である。 According to a tenth aspect of the present invention, in the eighth or ninth aspect, the high-frequency pulse sequence includes a long longitudinal relaxation time of hydrogen nuclei of the phalange bone marrow and a longitudinal attenuation for eliminating a signal attenuation effect due to early repetition of the high-frequency pulse. A magnetic resonance imaging imaging method characterized by being a pulse sequence for applying a forced recovery high-frequency pulse of magnetization.
第１１の発明は、第８または第９の発明において、前記高周波パルスシーケンスが、複数のスピンエコーを発生させた後に、縦磁化の強制回復高周波パルスを印加するパルスシーケンスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング撮像方法である。 An eleventh invention is characterized in that, in the eighth or ninth invention, the high-frequency pulse sequence is a pulse sequence in which a forcible recovery high-frequency pulse of longitudinal magnetization is applied after generating a plurality of spin echoes. It is a magnetic resonance imaging imaging method.
本発明は、指骨を対象とするため、小型の永久磁石を用いても、高い強度の静磁場を発生することができ、また、小さな口径の高周波コイルを用いることにより、単位体積あたりのＮＭＲ（Nuclear Magnetic Resonance）信号の信号対雑音比を高めることができ、海綿骨などの微細な組織の検査が容易になるという効果がある
また、指骨を対象とするため、測定対象が小さく、局所的な電磁シールドによって、広いスペースを必要とする大型の電磁シールドルームが不要となることによって、装置全体のサイズの小型化、設置スペースの縮小化ができ、安価な装置にすることも可能である。
Since the present invention is directed to the phalange, a high-intensity static magnetic field can be generated even with a small permanent magnet. Further, by using a high-frequency coil with a small aperture, (Nuclear Magnetic Resonance) The signal-to-noise ratio of the signal can be increased, and inspection of fine tissues such as cancellous bone is facilitated. The electromagnetic shield eliminates the need for a large electromagnetic shield room that requires a large space, thereby reducing the overall size of the device and reducing the installation space, and can also be an inexpensive device.
さらに、指骨を対象とするため、被検者の姿勢の自由度が高く楽な姿勢で、しかも電離放射線を使用しないため、安全に骨密度と骨質の検査を受けることができるという効果がある。 Furthermore, since the subject is a phalange, the posture of the subject is easy and the posture is easy, and since ionizing radiation is not used, there is an effect that the bone density and bone quality can be safely examined.
また、磁気共鳴イメージングの撮像を行う際には、核磁化（縦磁化）の強制回復パルスシーケンスを用いることにより、骨髄の水素原子核の長い縦緩和時間と高周波パルスの早い繰り返し励起による信号減衰の問題を解消して計測時間を短縮できる。 In addition, when performing magnetic resonance imaging, the forced recovery pulse sequence of nuclear magnetization (longitudinal magnetization) is used, which leads to the problem of signal attenuation due to long longitudinal relaxation time of bone marrow hydrogen nuclei and rapid repetition of high-frequency pulses. Can be eliminated and the measurement time can be shortened.
さらに、複数のスピンエコーを発生させた後に、強制回復パルスシーケンスを用いることで、単位測定時間あたりの画像の信号対雑音比を向上させる効果がある。強制回復パルスシーケンスを用いる際、位相エンコード勾配磁場の振幅ないし印加時間の最適化により、強制回復効果が高まり、位相エンコード勾配磁場方向の画像のぼけを解消することができる。 Furthermore, by using a forced recovery pulse sequence after generating a plurality of spin echoes, there is an effect of improving the signal-to-noise ratio of the image per unit measurement time. When the forced recovery pulse sequence is used, the forced recovery effect is enhanced by optimizing the amplitude or application time of the phase encode gradient magnetic field, and blurring of the image in the phase encode gradient magnetic field direction can be eliminated.
また、撮像中の静磁場の強度変化を計測し、静磁場の強度変化に共鳴周波数を追従させることにより、撮像中の静磁場のドリフトの影響による画質の低下を防ぐことができるという効果を得ることができる。 In addition, by measuring the change in the strength of the static magnetic field during imaging and making the resonance frequency follow the change in the strength of the static magnetic field, it is possible to prevent the image quality from being deteriorated due to the influence of the drift of the static magnetic field during imaging. be able to.
以下、本発明の実施の形態を図面に基づいて説明する。図１は、本発明の実施の形態に係る磁気共鳴イメージング装置のブロック図であり、指骨を対象とした磁気共鳴イメージング装置であり、海綿骨の三次元微細構造を反映した骨質の評価を可能とする点に特徴を有し、上記特許文献１、２に示されたＭＲＩ装置と異なる。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is a block diagram of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention, which is a magnetic resonance imaging apparatus for a phalange, and enables evaluation of bone quality reflecting the three-dimensional microstructure of cancellous bone. It differs from the MRI apparatus shown in Patent Documents 1 and 2 above.
先ず、本磁気共鳴イメージング装置の構成を簡単に説明する。図１に示すように、均一な静磁場を発生して核磁化を作り出す磁石１４１、ｘ、ｙ、ｚ方向の静磁場勾配を作る勾配磁場コイル１４３〜１４５、核スピン系に高周波を与え、また信号を受信するＲＦコイル（高周波コイル）１４２、システム全体を制御しＮＭＲ信号収集し、画像再構成などを行うコンピュータ１１０、核スピンを励起する高周波信号を作り、また受信したＮＭＲ信号を増幅・検波する高周波信号受信系（１５５、１３１、１２０、１１１）、勾配磁場コイルをドライブする勾配磁場電源系（１１２、１５１〜１５３、）、核スピンを励起する高周波信号送信系（１１２、１３２、１２０、１５４）、そして、取得したＮＭＲ信号から再構成される画像を表示する画像ディスプレイ１８０からなっている。 First, the configuration of the magnetic resonance imaging apparatus will be briefly described. As shown in FIG. 1, a magnet 141 that generates a uniform static magnetic field to generate nuclear magnetization, gradient magnetic field coils 143 to 145 that generate a static magnetic field gradient in the x, y, and z directions, a high frequency to the nuclear spin system, An RF coil (high frequency coil) 142 that receives signals, a computer 110 that controls the entire system and collects NMR signals, performs image reconstruction, etc., creates high frequency signals that excite nuclear spins, and amplifies and detects the received NMR signals High-frequency signal receiving system (155, 131, 120, 111), gradient magnetic field power supply system (112, 151-153) for driving the gradient magnetic field coil, high-frequency signal transmitting system (112, 132, 120, 154) and an image display 180 for displaying an image reconstructed from the acquired NMR signals.
次に、本磁気共鳴イメージング装置の動作を簡単に説明する。まず撮像に必要なパラメータとなる、繰返し時間ＴＲ、エコー時間ＴＥを入力デバイス１６０からコンピュータ１１０に入力する。コンピュータ１１０は、入力されたパラメータをパルス発生器１１３を駆動するためのデータ形式に変換して出力し、パルス発生器１１３を駆動する。 Next, the operation of the magnetic resonance imaging apparatus will be briefly described. First, a repetition time TR and an echo time TE, which are parameters necessary for imaging, are input from the input device 160 to the computer 110. The computer 110 converts the input parameters into a data format for driving the pulse generator 113 and outputs the data, and drives the pulse generator 113.
パルス発生器１１３はＭＲＩ装置のパルスシーケンス、即ちＲＦパルスの波形と位置情報、勾配パルスの波形等を正確なタイミングで出力し、さらにＮＭＲ信号をＡＤ変換するためのトリガ信号等を出力する。高周波のシンセサイザ１２０から定常的に出力されるラーモア周波数の高周波は、このＲＦパルスの波形によって変調器１３２で変調される。このとき同時にパルス発生器１１３から出力された位相情報により、高周波の位相も決定され、回転座標系における所定の位相のＲＦパルスが変調器から出力される。そしてこのＲＦパルスは、パワーアンプ１５４で増幅されＲＦコイル１４２に供給される。 The pulse generator 113 outputs the pulse sequence of the MRI apparatus, that is, the waveform and position information of the RF pulse, the waveform of the gradient pulse, and the like at an accurate timing, and further outputs a trigger signal and the like for AD-converting the NMR signal. The high frequency of the Larmor frequency that is constantly output from the high frequency synthesizer 120 is modulated by the modulator 132 by the waveform of the RF pulse. At the same time, the phase of the high frequency is determined from the phase information output from the pulse generator 113, and an RF pulse having a predetermined phase in the rotating coordinate system is output from the modulator. The RF pulse is amplified by the power amplifier 154 and supplied to the RF coil 142.
一方、パルス発生器１１３から出力された勾配磁場パルスの波形は、ｘ、ｙ、ｚの３軸方向の勾配磁場コイルを駆動するための３つの電流増幅器１５１、１５２、１５３にそれぞれ入力される。そして被検体Ｒの核磁化のラーモア歳差運動は、ＲＦコイル１４２で受信されてＮＭＲ信号となり、プリアンプ１５５に入力され増幅された後、位相敏感検波器１３１において、シンセサイザ１２０から出力されたラーモア周波数の参照信号を用いて位相敏感検波される。 On the other hand, the waveform of the gradient magnetic field pulse output from the pulse generator 113 is input to three current amplifiers 151, 152, and 153 for driving the gradient magnetic field coils in the x-axis, y-axis, and z-axis directions, respectively. Then, the Larmor precession of the nuclear magnetization of the subject R is received by the RF coil 142, becomes an NMR signal, is input to the preamplifier 155, is amplified, and then is output from the synthesizer 120 in the phase sensitive detector 131. The phase-sensitive detection is performed using the reference signal.
このとき、互いに９０°位相の異なる２つの参照信号を用いることにより、回転座標系における互いに直交した成分の核磁化の信号を検出することができ、その結果２種類の信号が得られ、ＡＤＣ１１１によってデジタルデータに変換され、変換されたデジタルデータはコンピュータ１１０へ転送される。 At this time, by using two reference signals having a phase difference of 90 ° from each other, it is possible to detect nuclear magnetization signals of components orthogonal to each other in the rotating coordinate system, and as a result, two types of signals are obtained by the ADC 111. The data is converted into digital data, and the converted digital data is transferred to the computer 110.
コンピュータ１１０では、後述するパルスシーケンスが終了し、画像再構成に必要なデータが取得されると、画像再構成プログラムが起動されて再構成が行われ、取得された画像が画像ディスプレイ１８０に表示される。なお被検者は椅子に着座したままの自然な姿勢で中指を円筒形状のＲＦコイルの内部に挿入して検査を受ける。 In the computer 110, when a pulse sequence to be described later is completed and data necessary for image reconstruction is acquired, the image reconstruction program is activated to perform reconstruction, and the acquired image is displayed on the image display 180. The The subject is inspected by inserting the middle finger into the cylindrical RF coil in a natural posture while sitting on the chair.
図２は、図１に係る磁気共鳴イメージング装置に用いられる信号検出プローブ部１４０の正面図、図３は図２に係る検出コイル部の上面図、図４は図２に係る磁気共鳴イメージング装置の電磁シールドの説明図である。 2 is a front view of the signal detection probe unit 140 used in the magnetic resonance imaging apparatus according to FIG. 1, FIG. 3 is a top view of the detection coil unit according to FIG. 2, and FIG. 4 is a diagram of the magnetic resonance imaging apparatus according to FIG. It is explanatory drawing of an electromagnetic shield.
図２〜図４において、信号検出プローブは、高周波コイル１４２とチューニングキャパシタＣ１、マッチングキャパシタＣｍなどからなる並列共振回路、信号を取り出すための高周波コネクタ１４８、それらを収容する高周波シールドボックス１４７から形成される。 In Figures 2-4, the signal detection probe, the high-frequency coil 142 and tuning capacitor C 1, a parallel resonance circuit consisting of a matching capacitor C m, high-frequency connector 148 for taking out a signal from the RF shield box 147 for housing them It is formed.
高周波シールドボックス１４７は、一本の指Ｒ１のみが高周波シールドボックス１４７の内部に入るような設計となっているため、他の指や組織からの熱雑音の混入が防がれる。 The high-frequency shield box 147 is designed such that only one finger R1 enters the inside of the high-frequency shield box 147, so that heat noise from other fingers and tissues can be prevented from being mixed.
図４において、１４６は電磁シールドカバーであり、この電磁シールドカバーは、手を覆うように成形された板状の成形板や、変形の容易な織物でなり、電磁シールド性の高い素材とし、磁石１４１本体に電気的に接続され、指への外部からの電波の混入を防いでいる。 In FIG. 4, reference numeral 146 denotes an electromagnetic shield cover. This electromagnetic shield cover is made of a plate-shaped molded plate formed so as to cover the hand or a fabric that can be easily deformed. 141 is electrically connected to the main body to prevent external radio waves from entering the finger.
図５は、本発明の実施の形態に係る磁気共鳴イメージング装置に用いられる磁化の強制回復を組み込んだ三次元スピンエコー撮像パルスシーケンスの説明図であり、（Ａ）は高周波パルスとそのエコー信号波形を示し、（Ｂ）、（Ｃ）、（Ｄ）はそれぞれｙ、ｘ、ｚ方向の勾配磁場を示している。このパルスシーケンスは、縦磁化の強制回復を行った三次元スピンエコー撮像パルスシーケンスであり、本磁気共鳴イメージング装置において代表的に使用される。 FIG. 5 is an explanatory diagram of a three-dimensional spin echo imaging pulse sequence incorporating the forced recovery of magnetization used in the magnetic resonance imaging apparatus according to the embodiment of the present invention. FIG. 5 (A) is a high-frequency pulse and its echo signal waveform. (B), (C), and (D) show gradient magnetic fields in the y, x, and z directions, respectively. This pulse sequence is a three-dimensional spin echo imaging pulse sequence in which longitudinal magnetization is forcibly recovered, and is typically used in this magnetic resonance imaging apparatus.
このシーケンスにおいては、９０°パルス（９０°ｘ´パルス）と１８０°パルス（１８０°ｙ´パルス）によって発生させたスピンエコー信号を、二つの勾配磁場（ＧｘとＧｚ）で位相エンコードを行い、その後に、もう一つの勾配磁場（Ｇｙ）を印加しながら、画像再構成に必要な信号を取得する。 In this sequence, the spin echo signals generated by the 90 ° pulse (90 ° x ′ pulse) and the 180 ° pulse (180 ° y ′ pulse) are phase-encoded with two gradient magnetic fields (Gx and Gz), Thereafter, a signal necessary for image reconstruction is acquired while applying another gradient magnetic field (Gy).
そして、信号観測された横向きの磁化（静磁場に垂直な磁化）を、効率よく静磁場方向に戻すために、撮像のためのスピンエコー信号の発生プロセスにおいて分散した横磁化を、スピンエコー信号を発生させた後に、前述の撮像のために印加した位相エンコード勾配磁場とは逆の符号を持った勾配磁場（リワインド勾配磁場）と、二つ目の１８０°パルス（１８０°ｙ´パルス）の後に加えた信号読み出し勾配磁場Ｇｙによって収束させる。 Then, in order to efficiently return the transverse magnetization (magnetization perpendicular to the static magnetic field) observed in the signal to the static magnetic field direction, the transverse magnetization dispersed in the spin echo signal generation process for imaging is converted to the spin echo signal. After the generation, after the gradient magnetic field (rewind gradient magnetic field) having the opposite sign to the phase encoding gradient magnetic field applied for the above-described imaging and the second 180 ° pulse (180 ° y ′ pulse) Convergence is performed by the added signal readout gradient magnetic field Gy.
また、このとき二つ目の１８０°パルス（１８０°ｙ´パルス）を使用することにより、静磁場の不均一性による横磁化の分散も同時に収束させている。このように収束させた横磁化を、それに垂直な方向の高周波パルス（９０°−x´パルス）を印加することにより、静磁場方向に強制的に戻している。これが強制回復パルスであり、この強制回復パルスを用いることによって計測時間を短縮できる。 At this time, by using the second 180 ° pulse (180 ° y ′ pulse), the dispersion of the transverse magnetization due to the non-uniformity of the static magnetic field is simultaneously converged. The transverse magnetization thus converged is forcibly returned to the direction of the static magnetic field by applying a high-frequency pulse (90 ° -x ′ pulse) in a direction perpendicular thereto. This is a forced recovery pulse, and the measurement time can be shortened by using this forced recovery pulse.
図５（Ｅ）、（Ｆ）に、縦磁化と横磁化の時間的変化を示している。図（Ｅ）に示すように、縦磁化は強制回復パルスによってほぼゼロの値から熱平衡状態に近い値まで回復する。図（Ｆ）に示すように、横磁化は最初の励起パルスから強制回復パルスまでの間に、横緩和により減衰するため、エコー時間（ＴＥ）はできるだけ短く設定する必要がある。 FIGS. 5E and 5F show temporal changes in longitudinal magnetization and transverse magnetization. As shown in FIG. (E), longitudinal magnetization is recovered from a substantially zero value to a value close to a thermal equilibrium state by a forced recovery pulse. As shown in FIG. (F), since the transverse magnetization is attenuated by transverse relaxation between the first excitation pulse and the forced recovery pulse, it is necessary to set the echo time (TE) as short as possible.
臨床におけるＭＲＩ画像では緩和時間によるコントラストによって病変の描出を行っており、強制回復法の画像コントラストは、縦緩和時間と横緩和時間による関数となり、組織間の画像コントラストを得るには複雑であるため、従来臨床ではほとんど用いられなかった。 In clinical MRI images, lesions are depicted based on the contrast due to the relaxation time. The image contrast of the forced recovery method is a function of the longitudinal relaxation time and the lateral relaxation time, and it is complicated to obtain the image contrast between tissues. It was rarely used in clinical practice.
しかし、骨構造の計測では、海綿骨の三次元構造の可視化だけを目的としており、骨髄の水素原子核からの信号だけが取得できればよいので、強制回復法が好適である。 However, in the measurement of the bone structure, the purpose is only to visualize the three-dimensional structure of the cancellous bone, and only the signal from the hydrogen nucleus of the bone marrow needs to be acquired, so the forced recovery method is suitable.
図６は、本発明の実施の形態に係る磁気共鳴イメージング装置に用いられる複数のスピンエコーの発生と磁化の強制回復を組み込んだ三次元スピンエコー撮像パルスシーケンスの説明図である。（Ａ）は高周波パルスとそのエコー信号波形を、（Ｂ）、（Ｃ）、（Ｄ）はそれぞれｙ、ｘ、ｚ方向の勾配磁場を示している。 FIG. 6 is an explanatory diagram of a three-dimensional spin echo imaging pulse sequence incorporating the generation of a plurality of spin echoes and the forced recovery of magnetization used in the magnetic resonance imaging apparatus according to the embodiment of the present invention. (A) shows the high-frequency pulse and its echo signal waveform, and (B), (C), and (D) show the gradient magnetic fields in the y, x, and z directions, respectively.
図６に示すように、パルスシーケンスの繰り返し時間ＴＲの間に、複数のエコー（ＮＭＲ）信号を取得することができ、横緩和時間による減衰が少ない場合には、単位時間あたりの画像の信号対雑音比を向上させることができる。 As shown in FIG. 6, a plurality of echo (NMR) signals can be acquired during the repetition time TR of the pulse sequence, and when the attenuation due to the lateral relaxation time is small, the signal pair of the image per unit time is reduced. The noise ratio can be improved.
図（Ｅ）、（Ｆ）に縦磁化と横磁化の時間的変化を示している。図（Ｅ）に示すように、縦磁化は最初の励起パルスによってゼロとなり、繰り返し１８０°パルス（１８０°ｙ´）を順次かけて行くと、１８０°パルス（１８０°ｙ´）間において、縦緩和と反転を繰り返し、強制回復パルス（９０°−ｘ´）の直前ではほぼゼロの値となっているが、強制回復パルスによってその値から熱平衡状態に近い値まで回復する。図（Ｆ）に示すように、横磁化は最初の励起パルスから強制回復パルス（９０°−ｘ´）までの間に、横緩和により減衰するため、エコー時間ＴＥはできるだけ短く設定する必要がある。 FIGS. (E) and (F) show temporal changes in longitudinal magnetization and transverse magnetization. As shown in FIG. (E), the longitudinal magnetization becomes zero by the first excitation pulse, and if repeated 180 ° pulses (180 ° y ′) are sequentially applied, the longitudinal magnetization is between 180 ° pulses (180 ° y ′). The relaxation and inversion are repeated, and the value is almost zero immediately before the forced recovery pulse (90 ° -x ′), but the value is recovered from the value to a value close to the thermal equilibrium state by the forced recovery pulse. As shown in FIG. (F), since the transverse magnetization is attenuated by transverse relaxation between the first excitation pulse and the forced recovery pulse (90 ° -x ′), it is necessary to set the echo time TE as short as possible. .
図７は、図５に示すパルスシーケンスにおける位相エンコード勾配磁場の立ち上がり時間、立ち下がり時間による影響を示した図であり、図（Ａ）〜図（Ｄ）は、図５の（Ａ）〜（Ｄ）と同じものである。図（Ｅ）、（Ｆ）において、実線と破線で囲まれた方形領域の、黒丸の部分同士、白丸の部分同士が同じ面積になるように、Ｇｘ、Ｇｙの位相エンコード勾配磁場の振幅ないし印加時間を大き目にしている。図（Ｅ）、（Ｆ）は理論上の方形パルス波形であるが、図（Ｇ）、（Ｈ）実施の形態における信号の応答遅れを含む実際のパルス波形を示している。この補正を行うことによって撮像画像の鮮明度が向上する。 FIG. 7 is a diagram showing the influence of the rise time and the fall time of the phase encoding gradient magnetic field in the pulse sequence shown in FIG. 5, and FIGS. It is the same as D). In FIGS. (E) and (F), the amplitude or application of the phase encoding gradient magnetic fields of Gx and Gy so that the black circles and the white circles have the same area in the rectangular region surrounded by the solid and broken lines. Make time big. Although FIGS. (E) and (F) are theoretical square pulse waveforms, FIGS. (G) and (H) show actual pulse waveforms including signal response delays in the embodiments. By performing this correction, the sharpness of the captured image is improved.
図８は、本発明の実施の形態に係る撮像法によって撮像した人指の三次元画像より選択した二次元断層像であり、従来の強制回復を使用していない撮像法によるもの（Ａ）と、強制回復（図５に示したパルスシーケンスによる強制回復）を使用した本実施の形態にかかる撮像法によるもの（Ｂ）と、を対比して示している。 FIG. 8 is a two-dimensional tomographic image selected from the three-dimensional image of the human finger imaged by the imaging method according to the embodiment of the present invention, which is based on the conventional imaging method that does not use forced recovery (A) FIG. 6 shows a comparison with the image pickup method (B) according to the present embodiment using the forced recovery (forced recovery by the pulse sequence shown in FIG. 5).
図９は、本発明の実施の形態に係る撮像法によって撮像した人指海綿骨の三次元画像の直方体状の領域における画素値のヒストグラムであり、従来の強制回復を使用していない撮像法によるもの（Ａ）と、強制回復（図５に示したパルスシーケンスによる強制回復）を使用した本実施の形態に係る撮像法によるもの（Ｂ）と、を対比して示している。 FIG. 9 is a histogram of pixel values in a rectangular parallelepiped region of a three-dimensional image of a human cancellous bone imaged by an imaging method according to an embodiment of the present invention, which is based on an imaging method that does not use conventional forced recovery. FIG. 7 shows a comparison between the object (A) and the object (B) obtained by the imaging method according to the present embodiment using the forced recovery (forced recovery by the pulse sequence shown in FIG. 5).
図８、図９における、強制回復法を使用しないもの（Ａ）と、使用したもの（Ｂ）のいずれも、画像マトリクスサイズは、１２８×１２８×１２８画素、画素サイズは１６０ミクロン立方である。 8 and 9, the image matrix size is 128 × 128 × 128 pixels, and the pixel size is 160 μm cubes for both the case where the forced recovery method is not used (A) and the case where it is used (B).
図８に示すように、従来の撮像法で撮像した（Ａ）よりも、強制回復を用いた方法で撮像した（Ｂ）のほうが、骨の形態がはっきりとしていることが分かる。 As shown in FIG. 8, it can be seen that the shape of the bone is clearer in (B) imaged by the method using forced recovery than in (A) imaged by the conventional imaging method.
また、従来法ではパルスの繰返し時間ＴＲを１００ｍｓとし、本実施の形態による方法ではパルスの繰返し時間ＴＲを５０ｍｓとしたが、半分の計測時間でも、画像の信号対雑音比は１、５倍以上向上することが、図９に示す指骨海綿骨領域の画素値のヒストグラムより確認できる。 In the conventional method, the pulse repetition time TR is set to 100 ms, and in the method according to the present embodiment, the pulse repetition time TR is set to 50 ms. However, the signal-to-noise ratio of the image is 1 to 5 times or more even at half the measurement time. It can be confirmed from the histogram of the pixel values in the phalangeal cancellous bone region shown in FIG.
図９に示したヒストグラムは、横軸に信号値を、縦軸にその信号値に対応する画素数をとったものである。ヒストグラムの信号値の低いほうの山はノイズの分布を示しており、信号値が高いほうの山は骨髄の信号値の分布を示している。図（Ａ）と図（Ｂ）では、骨髄の信号値の分布は同じような形状をしている。ノイズの分布にのみ着目すると、ノイズの信号値が大きくなると、ノイズの信号値の領域の山は広がりを持つようになる。ノイズの信号値の分布の広がりを比較すると、図（Ｂ）では信号値が約３から１６であるのに対して、図（Ａ）では信号値が約５から２６であり、図（Ｂ）では図（Ａ）に比較してノイズを示している信号値の狭くなっていることが分かる。したがって、図（Ｂ）はノイズの信号値が低下し、図（Ａ）も図（Ｂ）も、骨髄の信号値の分布は同様の形状をしていることから、本実施の形態における強制回復を用いた撮像法では、強制回復を用いない従来法より信号対雑音比が向上している。 The histogram shown in FIG. 9 has a signal value on the horizontal axis and the number of pixels corresponding to the signal value on the vertical axis. The lower peak of the histogram signal value indicates the noise distribution, and the higher signal value peak indicates the bone marrow signal value distribution. In the figures (A) and (B), the distribution of signal values of the bone marrow has the same shape. Focusing only on the noise distribution, when the noise signal value increases, the peak of the noise signal value region becomes wider. Comparing the spread of the noise signal value distribution, the signal value is about 3 to 16 in FIG. (B), whereas the signal value is about 5 to 26 in FIG. (A). Then, it can be seen that the signal value indicating noise is narrower than that in FIG. Therefore, in FIG. (B), the signal value of noise is reduced, and in both FIG. (A) and FIG. (B), the distribution of signal values of bone marrow has the same shape. In the imaging method using, the signal-to-noise ratio is improved over the conventional method that does not use forced recovery.
図１０は、本発明の実施の形態に係る磁気共鳴イメージング装置によって撮像した表示画像であり、（Ａ）は位相エンコード方向の勾配磁場の補正を行わない強制回復法、（Ｂ）は位相エンコード方向の勾配磁場を最適化した撮像法（図７に示した補正を組込んだ方法）で撮像したオイルファントムの三次元画像より選択した二次元断層像である。 10A and 10B are display images captured by the magnetic resonance imaging apparatus according to the embodiment of the present invention. FIG. 10A is a forced recovery method in which the gradient magnetic field is not corrected, and FIG. 10B is the phase encoding direction. It is the two-dimensional tomographic image selected from the three-dimensional image of the oil phantom imaged by the imaging method (method incorporating the correction shown in FIG. 7) in which the gradient magnetic field is optimized.
図（Ａ）、（Ｂ）とも、画像マトリクスサイズは、１２８×１２８×１２８画素、画素サイズは１６０ミクロン立方である。特に、矢印の周辺に注目すると、位相エンコード方向（図１０では縦方向）の勾配磁場の振幅ないし印加時間の最適化により、図（Ａ）よりも図（Ｂ）の画像の方が、ぼけが少なく画質の低下が抑えられている。 In both FIGS. (A) and (B), the image matrix size is 128 × 128 × 128 pixels, and the pixel size is 160 μm cubic. In particular, paying attention to the periphery of the arrow, the image in FIG. (B) is more blurred than in FIG. (A) due to optimization of the amplitude or application time of the gradient magnetic field in the phase encoding direction (vertical direction in FIG. 10). There is little reduction in image quality.
図１１は、本発明の実施の形態に係る撮像法（図５に示したパルスシーケンスによる強制回復を使用した方法）によって撮像した人指の三次元画像より海綿骨を立体的に構築した表面表示画像であり、本実施の形態に係る撮像手法で撮像した指骨海綿骨より、直方体状の領域を切り出し、画素値を反転させて、海綿骨を三次元的に表示した画像である。このように、本実施の形態によれば、海綿骨の三次元的構造の把握と画像処理が可能となる。 FIG. 11 is a surface display in which cancellous bone is three-dimensionally constructed from a three-dimensional image of a human finger imaged by the imaging method according to the embodiment of the present invention (method using forced recovery by the pulse sequence shown in FIG. 5). This is an image, which is a three-dimensional display of cancellous bone obtained by cutting out a rectangular parallelepiped area from the cancellous cancellous bone imaged by the imaging method according to the present embodiment, inverting the pixel value. Thus, according to the present embodiment, it is possible to grasp the three-dimensional structure of cancellous bone and perform image processing.
指骨海綿骨の三次元画像の計測時間には１０分以上を要するが、この間の磁石温度の変化による静磁場強度の変動が、ＭＲＩ画像の画質を大きく低下させるため、このドリフトの効果を補正する手法が不可欠となる。
図１２は、本発明の実施の形態に係る、静磁場の変化に共鳴周波数を追従させながら三次元画像を計測する方法とその手順の説明図であり、（Ａ）は三次元画像を計測する方法を、（Ｂ）はフロー図を示している。
The measurement time of the three-dimensional image of the phalangeal cancellous bone requires 10 minutes or more. The fluctuation of the static magnetic field strength due to the change in the magnet temperature during this period greatly reduces the image quality of the MRI image, so this drift effect is corrected. Method is indispensable.
FIG. 12 is an explanatory diagram of a method and procedure for measuring a three-dimensional image while making the resonance frequency follow the change in the static magnetic field according to the embodiment of the present invention, and (A) measures the three-dimensional image. The method (B) is a flow chart.
図１２に示すように、撮像する被検体より、ＲＦコイル１４２によって計測されたＦＩＤ（Free Induction Decay:自由誘導減衰）信号をコンピュータ１１０でフーリエ変換して、歳差運動周波数を求めることによって静磁場強度を計測し、シンセシザ１２０で発生する送受信系の参照周波数を、静磁場の強度変化に追従させるように補正しながら、撮像を行う。 As shown in FIG. 12, a static magnetic field is obtained by Fourier transforming a FID (Free Induction Decay) signal measured by the RF coil 142 from a subject to be imaged by a computer 110 to obtain a precession frequency. The intensity is measured, and imaging is performed while correcting the reference frequency of the transmission / reception system generated by the synthesizer 120 to follow the intensity change of the static magnetic field.
これにより、撮像中の静磁場のドリフトの影響を低減させ、ＭＲＩ画像の画質の低下を防止することができる。 Thereby, the influence of the drift of the static magnetic field during imaging can be reduced, and the deterioration of the image quality of the MRI image can be prevented.
１００・・ＭＲＩ装置
１１０・・ＰＣ（コンピュータ）
１１１・・ＡＤＣ
１１２・・ＤＳＰ
１２０・・シンセサイザ
１３０・送受信機
１３１・・検波器
１３２・・変調器
１４０・・信号検出プローブ部
１４１・・磁石
１４２・・ＲＦコイル（高周波コイル）
１４３・・勾配磁場コイル（ｘ方向）
１４４・・勾配磁場コイル（ｙ方向）
１４５・・勾配磁場コイル（ｚ方向）
１４６・・電磁シールドカバー
１４７・・高周波シールドボックス
１４８・・高周波コネクタ
１５０・・アンプ
１５１・・勾配アンプ（ｘ方向）
１５２・・勾配アンプ（ｙ方向）
１５３・・勾配アンプ（ｚ方向）
１５４・・パワーアンプ
１５５・・プリアンプ
１６０・・入力デバイス
１７０・・切替装置（切替え回路）
１８０・・画像ディスプレイ
Ｒ・・被検体
Ｒ１・・中指
100 ... MRI 110 ... PC (computer)
111..ADC
112 ・ ・ DSP
120..Synthesizer 130.Transceiver 131..Detector 132..Modulator 140..Signal detection probe unit 141..Magnet 142..RF coil (high frequency coil)
143 .. Gradient magnetic field coil (x direction)
144 .. Gradient magnetic field coil (y direction)
145 .. Gradient magnetic field coil (z direction)
146 ... Electromagnetic shield cover 147 ... High frequency shield box 148 ... High frequency connector 150 ... Amplifier 151 ... Gradient amplifier (x direction)
152 .. Gradient amplifier (y direction)
153 .. Gradient amplifier (z direction)
154 ... Power amplifier 155 ... Preamplifier 160 ... Input device 170 ... Switching device (switching circuit)
180 ·· Image display R · · Subject R 1 · · Middle finger
Claims (11)
前記生体の人指を前記高周波コイルの円筒形の内部に挿入し、前記高周波コイルに高周波パルスシーケンスを印加して指骨海綿骨を高い空間分解能で撮像し、該指骨海綿骨の三次元構造評価とそれに基く骨質評価を可能とすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A magnet that forms a uniform static magnetic field region including the phalange of a living human finger, and a gradient magnetic field coil that is disposed in the uniform static magnetic field of the magnet and generates a uniform gradient magnetic field in the uniform static magnetic field region; A cylindrical high-frequency coil that is disposed inside the gradient magnetic field coil, generates a uniform high-frequency magnetic field in the region of the phalange of the human finger of the living body, and receives an NMR signal generated from the phalange, and the high-frequency coil and the living body A magnetic resonance imaging apparatus provided with an electromagnetic shielding material for electromagnetically shielding the hand of
Inserting the living human finger into the cylindrical shape of the high-frequency coil, applying a high-frequency pulse sequence to the high-frequency coil to image the phalangeal cancellous bone with high spatial resolution, and evaluating the three-dimensional structure of the phalangeal cancellous bone A magnetic resonance imaging apparatus capable of evaluating bone quality based thereon.
前記生体の人指を前記高周波コイルの円筒形の内部に挿入し、前記高周波コイルに高周波パルスシーケンスを印加して指骨海綿骨を高い空間分解能で撮像し、該指骨海綿骨の三次元構造評価とそれに基く骨質評価を可能とすることを特徴とする磁気共鳴イメージング撮像方法。 A magnet that forms a uniform static magnetic field region including the phalange of a living human finger, and a gradient magnetic field coil that is disposed in the uniform static magnetic field of the magnet and generates a uniform gradient magnetic field in the uniform static magnetic field region; A cylindrical high-frequency coil that is disposed inside the gradient magnetic field coil, generates a uniform high-frequency magnetic field in the region of the phalange of the human finger of the living body, and receives an NMR signal generated from the phalange, and the high-frequency coil and the living body A magnetic resonance imaging imaging method performed using a magnetic resonance imaging apparatus including an electromagnetic shielding material for electromagnetically shielding a hand portion of
Inserting the living human finger into the cylindrical shape of the high-frequency coil, applying a high-frequency pulse sequence to the high-frequency coil to image the phalangeal cancellous bone with high spatial resolution, and evaluating the three-dimensional structure of the phalangeal cancellous bone Magnetic resonance imaging imaging method characterized by enabling bone quality evaluation based thereon.
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