JP3559318B2 - Magnetic resonance diagnostic equipment - Google Patents
Magnetic resonance diagnostic equipment Download PDFInfo
- Publication number
- JP3559318B2 JP3559318B2 JP22068194A JP22068194A JP3559318B2 JP 3559318 B2 JP3559318 B2 JP 3559318B2 JP 22068194 A JP22068194 A JP 22068194A JP 22068194 A JP22068194 A JP 22068194A JP 3559318 B2 JP3559318 B2 JP 3559318B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- temperature
- pulse sequence
- pulse
- magnetic resonance
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Images
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は、磁気共鳴現象を利用して被検体内部の温度変化を観測し、被検体組織の異常な加温を防止する技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴診断装置では、生体内の代謝情報を観測することで、形態異常を呈する前に疾病の早期診断ができる。既に、1Ｈ，13Ｃ，31Ｐ等の核種に基づく生体内物質を観測することで、代謝障害、腫瘍、痴呆症等多くの疾病診断の可能性が報告されている。
【０００３】
特に、13Ｃ−ＭＲＳ（Magnetic Resonance Spectroscopy ）、ＭＲＳＩ（Magnetic Resonance Spectroscopic Imaging）は、アミノ酸、糖、脂質など、細胞の代謝機能に直接関与し生体機能の維持の根幹を成す多くの生体物質を観測できるため、これらの物質の供給量、分布を把握することで生体の状態を疾病へ移行する前段階で捕らえることが期待されている。
【０００４】
しかし、13Ｃの検出感度は1Ｈに比べて約１／１６と低いため、13Ｃの信号を観測するためには、信号加算、デカップリングパルス照射等の手法を用いて感度改善を図る必要がある。
【０００５】
しかし、これらの手法を用いた場合には、通常、多くの高周波磁場パルス列、ならびに高周波電力を印加する必要があるため被検体に生じる発熱（体温上昇・局所温度上昇）が問題となる。
【０００６】
また、通常の画像収集であっても、近年の多重パルスを用いた高速画像データ収集法、多段面画像データ収集法を用いた場合には、同様の被検体内部の発熱が問題となっている。
【０００７】
現在は、ＳＡＲ（Specific Absorption Rate）をもとに印加する高周波磁場電力を制限している。
【０００８】
また、パルスシーケンス毎に照射する高周波パルス電力から、定義式に基づいて、近似的に被検体に吸収され、発生する熱量を予め算出してデータ収集の可否を決定している。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
上述のように、被検体内部の発熱による温度上昇は観測部位、観測組織、血流状態によって大きく異なるため、これまでのようにＳＡＲのみを目安にする、あるいはＳＡＲをもとに、生体が完全断熱体である等の仮定をして発生熱量を推定するのでは、実際の生体内の発熱を把握することはできなかった。このため、ＳＡＲによる基準によって印加電力が決定されたパルスシーケンスを実行した場合に、予想とは異なる被検体内部の温度上昇をきたし、被検体に障害をもたらす場合があった。また、逆に発生する熱量を多く見積もることも多々あり、実際には過度の発熱が生じないにも関わらず必要な高周波磁場電力を印加することできない場合があった。
【００１０】
また、被検体内部の発熱による温度上昇は観測部位、観測組織、血流状態によって大きく異なり、定義式を用いて算出した熱量を目安にパルスシーケンスを実行した場合に、予想とは異なる被検体の温度上昇をきたし、被検体に障害をもたらす場合もあった。また、逆に発生する熱量を多く見積もることもあり、実際には過度の発熱が生じないにも関わらず必要な高周波磁場電力を印加することができない場合もあった。
【００１１】
本発明は、このような従来の課題を解決するためになされたもので、その目的とするところは、高周波磁場を印加することによる温度上昇を監視して患者の安全を補償することのできる磁気共鳴診断装置を提供することにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
本発明の第１の局面は、一様な静磁場中に置かれた被検体に所定のパルスシーケンスに従って高周波磁場、勾配磁場を印加し、前記被検体内から検出される磁気共鳴信号を得る磁気共鳴診断装置において、前記パルスシーケンスを実行する前に、該パルスシーケンスにて印加する高周波磁場を少なくとも１回印加する手段と、この高周波磁場の印加後であって、前記磁気共鳴信号の収集前に、温度分布観測用のシーケンスを実行することにより、当該高周波磁場の印加による被検体の温度上昇を検出する温度検出手段と、この温度検出手段にて温度上昇が所定値を越えたときに磁気共鳴信号の変化に係る情報を通知する手段とを有する。
本発明の第２の局面は、一様な静磁場中に置かれた被検体に所定のパルスシーケンスに従って高周波磁場、勾配磁場を印加し、前記被検体内から検出される磁気共鳴信号を得る磁気共鳴診断装置において、１３Ｃ核を励起するパルス及び１Ｈ核をデカップリングするための励起パルスとして前記高周波磁場を印加する手段と、前記デカップリングパルスの印加後であって、前記磁気共鳴信号の収集前に、温度分布観測用のシーケンスを実行することにより、当該デカップリングパルスの印加による被検体の温度上昇を検出する温度検出手段と、この温度検出手段による温度上昇値が所定値を越えたときに、磁場共鳴信号の変化に係る情報を通知する手段とを有することを特徴とする磁気共鳴診断装置。
【００１４】
【作用】
本発明では、パルスシーケンスにて印加する高周波磁場を少なくとも１回印加した後又はデカップリングパルスの後であって、データ収集を始める前に、温度観測用のシーケンスを実行する。つまりパルスシーケンスの期間内に、温度観測用のシーケンスを実行するものである。それにより温度を高精度で計測することができる。
【００１５】
【実施例】
以下、図面を参照して本発明の実施例について説明する。図１は本発明の一実施例に係る磁気共鳴診断装置の構成を示す図である。
【００１６】
同図に示す磁気共鳴診断装置は主磁場（静磁場）を発生するための主磁石１０及び主磁石電源１１と直交するＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向にそれぞれ線形の勾配磁場分布を持つ勾配磁場を生成するための勾配コイル系１２及び勾配コイル電源１３と、複数のシムコイルを含むシムコイル系１４及びシムコイル電源１５と、高周波磁場を印加しかつ、磁気共鳴信号を検出する高周波プローブ（多核種の磁気共鳴信号の信号検出可能な様に調整可）１６と、加温を行うための高周波プローブ１７と、これらプローブ１６，１７に高周波信号を供給する送信器１８，１８′とプローブ１６で検出された磁気共鳴信号を受信した後検波及び増幅する受信器１９と、加温タイミング、また、パルスシーケンスを制御するシーケンスコントローラ２０及びＣＰＵ／メモリ２１によって構成される。
【００１７】
まず初めに、温度分布を画像化する原理を説明する。
【００１８】
前記ＮＭＲパラメータの中で、水プロトン化学シフトの他の温度依存パラメータを用いても定性的な温度分布画像を得ることは可能であり、後述するように疾病診断に用いる画像を供することができるが、定量的あるいは高精度、高速な温度分布画像を得ることが困難である場合が多々ある。一方、温度依存性が組織によらずほぼ一定な性質を持つ水プロトン化学シフトを用いた場合には、高精度にかつ高速に温度分布を画像化することができ、正確な診断を可能にするため、ここでは水プロトン化学シフトを用いた温度分布画像化の原理について述べる。
【００１９】
温度（ブラウン運動）に依存する水素結合強度は、遮蔽定数（化学シフト、あるいは化学シフト磁場）に影響を及ぼす。このため、水素結合したＯＨ基の化学シフトの変化を測定することによって温度を知ることができる。純水、メタノール（ＣＨ3 ＯＨ；ＯＨ基とＣＨ3 基間のシフト量）、エチレングリコール（ＯＨ−ＣＨ2 −ＣＨ2 −ＯＨ；ＯＨ基とＣＨ2 間のシフト量）のＯＨ基の化学シフトは温度に比例し、その温度依存性が約−０．０１ｐｐｍ／℃であることがＪ．Ｃ．Ｈｉｎｄｍａｎ（J.Chem.Phys.44,4582,1966）、Ａ．Ｌ．Ｖａｎ Ｇｅｅｔ（Anal.Chem.40-14,2227,1968 Anal.Chem.42-6,679,1970 ）によって実験的に確認されている。このため、化学シフト情報と温度との関係を予め測定しておくことによって温度を算出することが可能となる。
【００２０】
いま、各位置における静磁場の不均一性ΔＢ0 は、次の（１）式のように磁石固有の不均一性、並びにサンプルの帯磁率・形状が異なることに起因して誘起される成分δＢ0 と、温度の関数として表される化学シフト磁場Ｂc （Ｔ（ｒ））の和となる。
【００２１】
ΔＢ0 （Ｔ（ｒ））＝δＢ0 （ｒ）＋Ｂc （Ｔ（ｒ）） …（１）
なお、ｒは位置ベクトル、Ｔ（ｒ）は温度分布である。
ここで、（２）式に示すように、温度変化を起こす前の温度Ｔ0 における静磁場分布と、温度変化後Ｔに得られる静磁場分布の差をとることによって、温度変化に伴う化学シフト磁場の変化のみを抽出することができる。
【００２２】
ΔＢ0 （Ｔ（ｒ））−ΔＢ0 （Ｔ0 （ｒ））
＝Ｂc （Ｔ（ｒ））−Ｂc （Ｔ0 （ｒ））
＝ΔＢc （Ｔ（ｒ））
＝αＴ（ｒ） …（２）
なお、αは化学シフトの温度依存性である。
従って、温度変化前後の磁場分布を測定し、化学シフト磁場の温度依存性に基づいて温度変化を算出することができる。この磁場分布は図２に示すPhase Mapping パルスシーケンスで得られる画像の位相情報（位相画像）に比例する。
【００２３】
図２において第１の高周波パルスと第２の高周波パルスとの時間Δｔ1 と第２の高周波パルスとエコー信号との時間Δｔ2 とが異なる２組のパルスシーケンスで得られる位相画像の差θ（ｒ）（ｒ：位置ベクトル）は、Δｔ1 とΔｔ2 ならびに各位置における磁場強度に比例する。
【００２４】
θ（ｒ）＝γΔＢ0 （ｒ）Δτ …（３）
なお、Δτ＝Δｔ1 −Δｔ2である。
よって、ここでは、温度変化に伴なう位相の差を取得すれば良いため、式（２）、（３）から図２のパルスシーケンスを用いて得られる温度変化を与える前の定常状態の位相画像と、温度変化を呈した後の位相画像との差Δθ（ｒ）をもとに温度変化分布を得ることができる。
【００２５】
ΔＴ（ｒ）＝Ｔ（ｒ）after−Ｔ（ｒ）before＝Δθ（ｒ）／α …（４）
このような温度差画像から早期診断を行う試みは既にサーモグラフィによって表在性の腫瘍、血行障害、糖尿病等に適応されており、加温（あるいは冷水負荷）による負荷試験を行い加温過程あるいは冷却過程から疾病を診断した多数の例が報告されている。
【００２６】
上記の（４）式に示した原理に基づき、実際の形態画像あるいはスペクトルを観測するために高周波磁場を印加する前後の温度差画像から被検体内の温度上昇の分布を把握することができる。
【００２７】
このとき、図２のパルスシーケンスでは、全画像データを収集するために１〜数分を要するため、図３のパルスシーケンスを用いて１秒程度で温度分布画像データ収集を行うことができる。
【００２８】
さらに、図４、図５に示す超高速画像化手法を用いることができれば全画像データ数１０ｍｓで収集することができるため、実際のパルスシーケンス実行中に温度分布の観測を実行することができる。
【００２９】
これらの温度分布パルスシーケンスを用いた13Ｃスペクトルデータ収集のパルスシーケンスの基本構成を図６、図７に示す。
【００３０】
これらの図に示したパルスシーケンスはそれぞれゲートデカップリング、反転ゲートデカップリングと呼ばれるタイミングに従っている。このとき、 1Ｈのデカップリングパルスは、図中のＯＮタイミングで連続的な高周波磁場である場合、あるいはパルス状の断続的な高周波磁場である場合がある。いずれにしてもこのようなデカップリング高周波磁場によって被検体に温度上昇を与える。
【００３１】
このようなデカップリングパルスに引き続き、図中Tempで示すＯＮ期間に図２、５、７に示したパルスシーケンスを挿入し、温度分布画像を収集し、得られた温度分布に規定値を越える部位が生じた場合には以降のパルスシーケンスの実行を停止する。ここで、図６に示すパルスシーケンスの場合には、Temp期間における勾配磁場の印加の総和量がデータ収集期間以前に、キャンセルアウトするようにパルスシーケンスを調整する必要があることを付記しておく。これは、温度分布計測のためのパルスシーケンスを実行する前に観測対象の13Ｃ核の励起を行っているためで、1Ｈ核のエンコード等のための勾配磁場の印加によって13Ｃ核に影響を及ぼしてしまうためである。このような影響を除くために図８のタイミングによるパルスシーケンスが考えられる。これらでは、13Ｃ核の励起以前に温度分布計測のパルスシーケンスを挿入しており、前記勾配磁場による影響を考慮する必要がない。あるいは、図９に示すパルスシーケンスに従って、データ収集を完了した後に、温度分布計測のパルスシーケンスを引き続き実行することも考えられる。
【００３２】
一方、図１０、図１１のように、13Ｃ信号を収集する前に、温度上昇を引き起こす主たる原因となるデカップリングパルスにおいて、必要となる高周波磁場の出力より微弱な高周波電力を印加した場合の温度分布画像を同様にTemp期間に収集し、この分布、また、温度上昇の時定数から実際に必要な高周波信号の電力を印加した場合の温度上昇を推定し、実際のパルスシーケンスの実行を停止することが考えられる。
【００３３】
また、温度上昇・下降の時定数が早い場合には温度分布画像を図４に示す超高速画像化手法を用いて観測するばかりではなく、図６〜図１０中のTemp期間に、図１２に示すいわゆる周波数非選択性パルス印加後に観測される水プロトン化学シフトを観測するか、あるいは部位によって生体内の温度パラメータが異なる場合には図１３に示す局所励起パルスシーケンスによって少なくとも１箇所以上の部位から得られる水プロトン化学シフトを観測し、得られた化学シフトの変化から温度上昇を評価することが高速に温度状態を把握するのに都合が良い。
【００３４】
以上のことがらは、近年盛んに行われるようになった多重パルスを用いた画像収集法を用いた場合にも適用することができ、例えば、ＦＳＥ（Fast Spin Echo）法、あるいは多断面の画像を収集する場合などに、高周波磁場による発熱に基づく被検体への安全を保証する手段を提供する。
【００３５】
すなわち、ＦＳＥの場合には、図１４に示すＮエコーを生じるＭ分割スキャンにおいて、プリスキャンとして画像データを収集するための勾配磁場を印加しない状態で、図１５に示すTempのタイミングで図４、図５に示す温度分布計測を行う。また、画像データの収集期間中において、図１６のように、Ｎエコーデータの収集後の時間毎に、温度分布計測を行うことができる。このような高速撮像法は図１４に示す１８０°パルスによるエコー生成法の他、勾配磁場の反転を組み合わせたエコー生成法を利用したパルスシーケンスにも同様に用いることができる。
【００３６】
また、図２のパルスシーケンスでは、全画像データを収集するために１〜数分程度の時間を要するため、図３のパルスシーケンスを用いて１秒程度で温度分布画像のデータ収集を行うことができる。
【００３７】
さらに、１次元分布のみの計測であれば、図１７に示すように所望方向への勾配磁場（ここではＸ方向の勾配磁場の印加を示している）を読みだし勾配磁場として印加することで、数１０ｍｓでデータを収集することができ、実際のパルスシーケンス実行中に温度分布の観測を実行することができる。
【００３８】
ここで、温度分布を測定する領域を限定するために図１８に示すように局所励起法を組み合わせることも可能である。特に、図１７に示す１次元温度分布測定法と組み合わせることで、１次元分布ながら目的とする部位の温度分布をより詳細に把握できるようになる。
【００３９】
図１８の温度分布計測パルスシーケンスを用いることによって、後述する13Ｃ−ＭＲＳを観測するパルスシーケンスにおいて、繰り返し時間ＴＲ毎の１次元温度分布を時系列的に評価することが可能である。
【００４０】
また、図１９に示すようにＴＲ毎に局所励起の位置を変えて１次元温度分布を測定することで空間的な分布を評価することも考えられる。ただし、この場合にはＴＲ毎に空間的、時間的に測定点が標本化されることになる。
【００４１】
なお、温度分布計測の原理に超高速撮像手法を取り入れ、空間的な分布を高速に収集できることを付記しておく。
【００４２】
次に、これらの温度分布パルスシーケンスを用いて13Ｃスペクトルデータ収集に際して生じる温度上昇を評価する方法について説明する。
【００４３】
実際の13Ｃ観測パルスシーケンスでは、1Ｈデカップリングパルスは1Ｈ核の共鳴周波数に同調されたプローブを経て供給される。
【００４４】
しかし、 1Ｈデカップリングパルスが、この後に温度変化を計測するために励起される磁化へも影響を及ぼすため、目的とする信号の検出が困難となる場合が考えられる。
【００４５】
そこで、図２０に示すようなパルスシーケンスに基づき、13Ｃ用プローブから1Ｈデカップリングを模擬した高周波磁場電力を印加し（パルス周波数は13Ｃ核と同一）、この後に1Ｈ用プローブを用いて 1Ｈ核を励起し、上述した温度分布計測法を用いて温度分布を測定することが考えられる。この場合13Ｃ用プローブと 1Ｈ用プローブはほぼ等しい感度領域を持つような構成、配置となるようにすることが望ましい。
【００４６】
図中Tempで示すＯＮ期間に図２、図３、図１７〜図１９に示したパルスシーケンスを挿入し、温度分布データを収集する。そして、得られた温度分布に規定値を越える部位が生じた場合には以降のパルスシーケンスの実行を停止し、実際に実行するパルスシーケンスの調整（パルス間隔、パルス印加時間、パルス電力）を再度行う。
【００４７】
ただし、この場合には、1Ｈプローブを用いてデカップリングした時の温度上昇分布とは若干異なることが予想されるが、印加電力、プローブ径、配置、周波数差を考慮することによって、これまでは評価できなかった実際的な温度上昇を把握することができる。
【００４８】
13Ｃプローブと1Ｈプローブとはカップリングが可能な限り抑制されていることが望ましく、このような問題を克服するために図２１に示すように 1Ｈ−プローブとして８字型コイルが用いられることがしばしばある。また、1Ｈ，13Ｃ信号を単一なプローブで観測できるように２重同調回路を付加することが考えられる。このような、プローブを用いた場合には、前述した13Ｃプローブから 1Ｈデカップリングパルスを模擬した高周波磁場電力を印加して温度分布を評価する際により正確な分布を把握できる。
【００４９】
また、必要となる高周波磁場の出力より微弱な高周波電力を印加した場合の温度分布データをTemp期間に収集し、このデータより実際に必要な高周波信号の電力を印加した場合の温度上昇を推定し、実際のパルスシーケンスの実行を停止する。あるいは、パルスシーケンスの調整を再度行うことが考えられる。
【００５０】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば高周波磁場の印加に伴う被検体内の温度上昇を直接観測することで被検体の安全を保証することができる。また、実際に高周波磁場による温度上昇を観測することで、近似計算によって算出された過度の発熱のために、必要な高周波磁場電力を印加できないことを回避でき、より効率的なパルスシーケンス、あるいは高周波磁場電力の設定を行うことが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施例にかかる温熱画像収集手段を備えた基本的な磁気共鳴診断装置の構成を示す図である。
【図２】温度分布画像を実現する基本パルスシーケンスの一例を示す図である。
【図３】温度分布画像を実現する基本パルスシーケンスの他の一例を示す図である。
【図４】温度分布画像を超高速画像化手法により実現するための基本パルスシーケンスを示す図である。
【図５】温度分布画像を超高速画像化手法により実現するための基本パルスシーケンスの他の一例を示す図である。
【図６】ゲートデカップリング観測パルスシーケンス中に温度分布観測シーケンスを挿入した基本構成を示す図である。
【図７】反転ゲートデカップリング観測パルスシーケンス中に温度分布観測シーケンスを挿入した基本構成を示す図である。
【図８】ゲートデカップリング観測パルスシーケンス中に温度分布観測シーケンスを挿入した他の一例を示す図である。
【図９】ゲートデカップリング観測パルスシーケンス中に温度分布観測シーケンスを挿入した他の一例を示す図である。
【図１０】観測パルスシーケンスに先立ちデカップリングパルスシーケンスのみの実行による温度分布観測・推定を行うための基本構成を示す図である。
【図１１】観測パルスシーケンスに先立ちデカップリングパルスシーケンスのみの実行による温度分布観測・推定を行うための他の構成を示す図である。
【図１２】非選択性励起パルスシーケンスによるスペクトル観測を行うパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図１３】局所励起パルスシーケンスによるスペクトル観測を行うパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図１４】ＦＳＥパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図１５】ＦＳＥパルスシーケンスを用いる場合の温度計測パルスシーケンスの一例を示す図である。
【図１６】ＦＳＥパルスシーケンスを用いる場合の温度計測パルスシーケンスの他の一例を示す図である。
【図１７】１次元温度分布を収集する基本パルスシーケンスの一例を示す図である。
【図１８】局所的な１次元温度分布を収集するパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図１９】局所励起する部位を変化させながら１次元温度分布を収集するパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図２０】13Ｃ核用プローブからデカップリングパルスを模擬して印加した後、温度分布、あるいは温度分布画像を収集するパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図２１】13Ｃプローブと1Ｈプローブの構成図である。
【符号の説明】
１０ 主磁石
１１ 主磁石電源
１２ 勾配コイル系
１３ 勾配コイル電源
１４ シムコイル系
１５ シムコイル電源
１６，１７ 高周波プローブ
１８，１８′ 送信器
１９ 受信器
２０ シーケンスコントローラ
２１ ＣＰＵ／メモリ[0001]
[Industrial applications]
The present invention relates to a technique for observing a temperature change inside a subject using a magnetic resonance phenomenon to prevent abnormal heating of a subject tissue.
[0002]
[Prior art]
In the magnetic resonance diagnostic apparatus, by observing metabolic information in a living body, a disease can be diagnosed at an early stage before morphological abnormalities are exhibited. Already, the possibility of diagnosing many diseases such as metabolic disorders, tumors and dementia has been reported by observing in vivo substances based on nuclides such as 1 H, 13 C and 31 P.
[0003]
In particular, 13 C-MRS (Magnetic Resonance Spectroscopy) and MRSI (Magnetic Resonance Spectroscopic Imaging) observe many biological substances such as amino acids, sugars and lipids that are directly involved in the metabolic function of cells and are the basis for maintaining biological functions. Therefore, it is expected that the state of a living body can be grasped at a stage before shifting to a disease by grasping the supply amount and distribution of these substances.
[0004]
However, since the detection sensitivity of 13 C is about 1/16 lower than that of 1 H, in order to observe the 13 C signal, it is necessary to improve the sensitivity by using techniques such as signal addition and decoupling pulse irradiation. There is.
[0005]
However, when these methods are used, a large number of high-frequency magnetic field pulse trains and high-frequency power need to be applied, so that heat generation (increase in body temperature and increase in local temperature) occurring in the subject becomes a problem.
[0006]
In addition, even in normal image acquisition, similar heat generation inside the subject is a problem when a recent high-speed image data acquisition method using multiple pulses or a multi-stage image data acquisition method is used. .
[0007]
At present, high-frequency magnetic field power to be applied is limited based on SAR (Specific Absorption Rate).
[0008]
In addition, from the high-frequency pulse power applied for each pulse sequence, the amount of heat that is approximately absorbed by the subject and generated is determined in advance based on the definition formula to determine whether to collect data.
[0009]
[Problems to be solved by the invention]
As described above, since the temperature rise due to heat generation inside the subject greatly varies depending on the observation site, the observation tissue, and the blood flow condition, only the SAR is used as a guide as before, or the living body is completely based on the SAR. Estimating the amount of generated heat by assuming that it is a heat insulator could not grasp the actual heat generation in the living body. For this reason, when the pulse sequence in which the applied power is determined based on the SAR standard is executed, the temperature inside the subject may rise unexpectedly, and the subject may be damaged. Conversely, the amount of generated heat is often estimated in many cases, and there is a case where necessary high-frequency magnetic field power cannot be applied in spite of not generating excessive heat.
[0010]
In addition, the temperature rise due to heat generation inside the subject varies greatly depending on the observation site, the observed tissue, and the blood flow condition, and when the pulse sequence is executed using the calorific value calculated using the definition formula as a guide, the In some cases, the temperature rose and the subject was damaged. On the other hand, the amount of heat generated may be estimated too much, and it may not be possible to apply necessary high-frequency magnetic field power even though excessive heat generation does not actually occur.
[0011]
The present invention has been made to solve such a conventional problem, and an object thereof is to monitor a temperature rise caused by applying a high-frequency magnetic field to compensate for patient safety. It is to provide a resonance diagnostic apparatus.
[0012]
[Means for Solving the Problems]
According to a first aspect of the present invention, a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field are applied to a subject placed in a uniform static magnetic field in accordance with a predetermined pulse sequence to obtain a magnetic resonance signal detected from inside the subject. In the resonance diagnostic apparatus, before executing the pulse sequence, means for applying a high-frequency magnetic field to be applied in the pulse sequence at least once, and after the application of the high-frequency magnetic field and before the collection of the magnetic resonance signal, A temperature detecting means for detecting a temperature rise of the subject due to the application of the high-frequency magnetic field by executing a sequence for temperature distribution observation; Means for notifying information on a change in the signal.
According to a second aspect of the present invention, a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field are applied to a subject placed in a uniform static magnetic field in accordance with a predetermined pulse sequence to obtain a magnetic resonance signal detected from inside the subject. In the resonance diagnostic apparatus, means for applying the high-frequency magnetic field as a pulse for exciting 13 C nuclei and an excitation pulse for decoupling 1 H nuclei, after applying the decoupling pulse, Before collection, a sequence for temperature distribution observation is executed to detect a temperature rise of the subject due to the application of the decoupling pulse, and a temperature rise value by the temperature detector exceeds a predetermined value. And a means for notifying information relating to a change in the magnetic field resonance signal.
[0014]
[Action]
In the present invention, the sequence for temperature observation is executed after applying the high-frequency magnetic field applied in the pulse sequence at least once or after the decoupling pulse and before starting data collection. That is, a sequence for temperature observation is executed during the period of the pulse sequence. Thereby, the temperature can be measured with high accuracy.
[0015]
【Example】
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is a diagram showing a configuration of a magnetic resonance diagnostic apparatus according to one embodiment of the present invention.
[0016]
The magnetic resonance diagnostic apparatus shown in FIG. 1 has gradients having linear gradient magnetic field distributions in three X, Y, and Z axes orthogonal to a
[0017]
First, the principle of imaging the temperature distribution will be described.
[0018]
Among the NMR parameters, it is possible to obtain a qualitative temperature distribution image by using other temperature-dependent parameters of the water proton chemical shift, and to provide an image used for disease diagnosis as described later. In many cases, it is difficult to obtain a quantitative, high-accuracy, and high-speed temperature distribution image. On the other hand, when using water proton chemical shift, whose temperature dependence is almost constant regardless of the tissue, the temperature distribution can be imaged with high accuracy and high speed, enabling accurate diagnosis. Therefore, the principle of temperature distribution imaging using water proton chemical shift will be described here.
[0019]
The hydrogen bond strength depending on the temperature (Brownian motion) affects the shielding constant (chemical shift or chemical shift magnetic field). Therefore, the temperature can be determined by measuring the change in the chemical shift of the hydrogen-bonded OH group. Chemical shift of OH group of pure water, methanol (CH 3 OH; shift amount between OH group and CH 3 group), and ethylene glycol (OH-CH 2 —CH 2 —OH; shift amount between OH group and CH 2 ) Is proportional to temperature, and its temperature dependence is about -0.01 ppm / ° C. C. Hindman (J. Chem. Phys. 44, 4582, 1966); L. It has been experimentally confirmed by Van Geet (Anal. Chem. 40-14, 2227, 1968 Anal. Chem. 42-6, 679, 1970). Therefore, the temperature can be calculated by measuring the relationship between the chemical shift information and the temperature in advance.
[0020]
Now, the inhomogeneity ΔB0 of the static magnetic field at each position is the inhomogeneity unique to the magnet and the component δB0 induced by the difference in the susceptibility and shape of the sample as shown in the following equation (1). , The sum of the chemical shift fields Bc (T (r)) expressed as a function of temperature.
[0021]
ΔB0 (T (r)) = δB0 (r) + Bc (T (r)) (1)
Note that r is a position vector, and T (r) is a temperature distribution.
Here, as shown in the equation (2), the difference between the static magnetic field distribution at the temperature T0 before the temperature change occurs and the static magnetic field distribution obtained at the temperature T after the temperature change is obtained, whereby the chemical shift magnetic field accompanying the temperature change is obtained. Can be extracted.
[0022]
ΔB0 (T (r))-ΔB0 (T0 (r))
= Bc (T (r))-Bc (T0 (r))
= ΔBc (T (r))
= ΑT (r) (2)
Here, α is the temperature dependence of the chemical shift.
Therefore, the magnetic field distribution before and after the temperature change is measured, and the temperature change can be calculated based on the temperature dependence of the chemical shift magnetic field. This magnetic field distribution is proportional to the phase information (phase image) of the image obtained by the phase mapping pulse sequence shown in FIG.
[0023]
In FIG. 2, the phase image difference θ (r) obtained by two sets of pulse sequences in which the time Δt1 between the first high-frequency pulse and the second high-frequency pulse and the time Δt2 between the second high-frequency pulse and the echo signal are different. (R: position vector) is proportional to Δt1 and Δt2 and the magnetic field strength at each position.
[0024]
θ (r) = γΔB0 (r) Δτ (3)
Note that Δτ = Δt1−Δt2.
Therefore, in this case, since it is sufficient to obtain the phase difference due to the temperature change, the steady-state phase before applying the temperature change obtained from the equations (2) and (3) using the pulse sequence of FIG. The temperature change distribution can be obtained based on the difference Δθ (r) between the image and the phase image after the change in temperature.
[0025]
ΔT (r) = T (r) after−T (r) before = Δθ (r) / α (4)
Attempts to make early diagnosis from such temperature difference images have already been applied to superficial tumors, blood circulation disorders, diabetes, etc. by thermography, and a load test by heating (or cold water load) is performed and the heating process or cooling is performed. Numerous cases of diagnosing disease from the process have been reported.
[0026]
Based on the principle shown in the above equation (4), the distribution of the temperature rise in the subject can be grasped from the temperature difference image before and after the application of the high-frequency magnetic field to observe the actual morphological image or spectrum.
[0027]
At this time, in the pulse sequence of FIG. 2, since it takes one to several minutes to collect all the image data, the temperature distribution image data can be collected in about one second using the pulse sequence of FIG.
[0028]
Furthermore, if the ultra-high-speed imaging method shown in FIGS. 4 and 5 can be used, the entire image data can be collected in 10 ms, so that the temperature distribution can be observed during the actual pulse sequence execution.
[0029]
FIGS. 6 and 7 show a basic configuration of a pulse sequence for acquiring 13 C spectrum data using these temperature distribution pulse sequences.
[0030]
The pulse sequences shown in these figures follow timings called gate decoupling and inverted gate decoupling, respectively. At this time, the 1 H decoupling pulse may be a continuous high-frequency magnetic field at ON timing in the drawing or a pulse-like intermittent high-frequency magnetic field. In any case, the temperature of the subject is increased by such a decoupling high-frequency magnetic field.
[0031]
Following such a decoupling pulse, the pulse sequence shown in FIGS. 2, 5, and 7 is inserted in the ON period indicated by Temp in the figure, and a temperature distribution image is collected. If this occurs, the execution of the subsequent pulse sequence is stopped. Here, in the case of the pulse sequence shown in FIG. 6, it should be added that the pulse sequence needs to be adjusted so that the total amount of the application of the gradient magnetic field in the Temp period is canceled out before the data collection period. . This is because the 13 C nucleus to be observed is excited before executing the pulse sequence for measuring the temperature distribution, and the 13 C nucleus is affected by the application of the gradient magnetic field for encoding the 1 H nucleus. This is because In order to eliminate such an influence, a pulse sequence based on the timing shown in FIG. 8 can be considered. In these, a pulse sequence for measuring the temperature distribution is inserted before the excitation of the 13 C nucleus, and it is not necessary to consider the influence of the gradient magnetic field. Alternatively, following the pulse sequence shown in FIG. 9, after completing the data collection, the pulse sequence of temperature distribution measurement may be continuously executed.
[0032]
On the other hand, as shown in FIG. 10 and FIG. 11, when a high-frequency power weaker than the required high-frequency magnetic field output is applied in the decoupling pulse which is the main cause of the temperature rise before the 13 C signal is collected. Similarly, temperature distribution images are collected during the Temp period, and from this distribution and the time constant of the temperature rise, the temperature rise when the power of the required high-frequency signal is actually applied is estimated, and the execution of the actual pulse sequence is stopped. It is possible to do.
[0033]
When the time constant of the temperature rise / fall is fast, not only is the temperature distribution image observed using the ultra-high-speed imaging method shown in FIG. 4, but also during the Temp period in FIGS. The water proton chemical shift observed after the application of the so-called frequency non-selective pulse shown in FIG. 13 is observed, or when the temperature parameter in the living body differs depending on the site, the local excitation pulse sequence shown in FIG. Observing the obtained water proton chemical shift and evaluating the temperature rise from the obtained change in the chemical shift is convenient for quickly grasping the temperature state.
[0034]
The above can be applied to the case of using an image acquisition method using multiple pulses, which has been actively performed in recent years. For example, the FSE (Fast Spin Echo) method or multi-section image For example, a method for assuring the safety of a subject based on heat generated by a high-frequency magnetic field when collecting data.
[0035]
That is, in the case of the FSE, in the M-divided scan in which N echoes shown in FIG. 14 are generated, a gradient magnetic field for collecting image data is not applied as a pre-scan, and at the timing of Temp shown in FIG. The temperature distribution measurement shown in FIG. 5 is performed. Further, during the image data collection period, as shown in FIG. 16, the temperature distribution can be measured every time after the N echo data is collected. Such a high-speed imaging method can be similarly applied to a pulse sequence using an echo generation method combining reversal of a gradient magnetic field, in addition to an echo generation method using a 180 ° pulse shown in FIG.
[0036]
Further, in the pulse sequence of FIG. 2, it takes about one to several minutes to collect all the image data. Therefore, it is possible to collect the data of the temperature distribution image in about one second using the pulse sequence of FIG. it can.
[0037]
Further, if only one-dimensional distribution is measured, as shown in FIG. 17, a gradient magnetic field in a desired direction (here, the application of a gradient magnetic field in the X direction is shown) is read and applied as a gradient magnetic field. Data can be collected in a few tens of ms, and the observation of the temperature distribution can be performed during the execution of the actual pulse sequence.
[0038]
Here, it is also possible to combine the local excitation method as shown in FIG. 18 in order to limit the region for measuring the temperature distribution. In particular, in combination with the one-dimensional temperature distribution measurement method shown in FIG. 17, the temperature distribution of the target portion can be grasped in more detail while being one-dimensional distribution.
[0039]
By using the temperature distribution measurement pulse sequence of FIG. 18, it is possible to evaluate the one-dimensional temperature distribution for each repetition time TR in a time series in a pulse sequence for observing 13 C-MRS described later.
[0040]
It is also conceivable to evaluate the spatial distribution by changing the position of local excitation for each TR and measuring the one-dimensional temperature distribution as shown in FIG. However, in this case, the measurement points are spatially and temporally sampled for each TR.
[0041]
It should be noted that an ultra-high-speed imaging method is incorporated into the principle of temperature distribution measurement, and that a spatial distribution can be collected at high speed.
[0042]
Next, a method of evaluating a temperature rise occurring at the time of 13 C spectrum data collection using these temperature distribution pulse sequences will be described.
[0043]
In the actual 13 C observation pulse sequence, the 1 H decoupling pulse is delivered via a probe tuned to the resonance frequency of the 1 H nucleus.
[0044]
However, since the 1 H decoupling pulse also affects the magnetization excited to measure the temperature change thereafter, it may be difficult to detect the target signal.
[0045]
Therefore, based on a pulse sequence as shown in FIG. 20, a high frequency magnetic field power simulating 1 H decoupling is applied from the 13 C probe (the pulse frequency is the same as that of the 13 C nucleus), and thereafter the 1 H probe is used. It is conceivable to excite the 1 H nucleus and measure the temperature distribution using the above-described temperature distribution measurement method. In this case, it is desirable that the 13 C probe and the 1 H probe be configured and arranged to have substantially the same sensitivity range.
[0046]
In the ON period indicated by Temp in the drawing, the pulse sequences shown in FIGS. 2, 3, and 17 to 19 are inserted to collect temperature distribution data. Then, when a portion exceeding the specified value occurs in the obtained temperature distribution, the execution of the subsequent pulse sequence is stopped, and adjustment of the pulse sequence to be actually executed (pulse interval, pulse application time, pulse power) is performed again. Do.
[0047]
However, in this case, the temperature rise distribution when decoupling using the 1 H probe is expected to be slightly different. However, by considering the applied power, probe diameter, arrangement, and frequency difference, Can grasp the actual temperature rise that could not be evaluated.
[0048]
It is desirable that the coupling between the 13 C probe and the 1 H probe is suppressed as much as possible. To overcome such a problem, an 8-shaped coil is used as the 1 H-probe as shown in FIG. Often there are. It is also conceivable to add a double tuning circuit so that the 1 H, 13 C signal can be observed with a single probe. When such a probe is used, a more accurate distribution can be grasped when a high-frequency magnetic field power simulating a 1 H decoupling pulse is applied from the above-described 13 C probe to evaluate the temperature distribution.
[0049]
In addition, temperature distribution data when a high-frequency power weaker than the required output of the high-frequency magnetic field is applied is collected during the Temp period, and the temperature rise when the power of the actually required high-frequency signal is applied is estimated from this data. Stop the execution of the actual pulse sequence. Alternatively, the pulse sequence may be adjusted again.
[0050]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, the safety of the subject can be assured by directly observing the temperature rise in the subject due to the application of the high-frequency magnetic field. In addition, by actually observing the temperature rise due to the high-frequency magnetic field, it is possible to avoid that the necessary high-frequency magnetic field power cannot be applied due to excessive heat calculated by the approximate calculation, and a more efficient pulse sequence or high-frequency It is possible to set the magnetic field power.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration of a basic magnetic resonance diagnostic apparatus including a thermal image acquisition unit according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing an example of a basic pulse sequence for realizing a temperature distribution image.
FIG. 3 is a diagram showing another example of a basic pulse sequence for realizing a temperature distribution image.
FIG. 4 is a diagram showing a basic pulse sequence for realizing a temperature distribution image by an ultra-high speed imaging method.
FIG. 5 is a diagram showing another example of a basic pulse sequence for realizing a temperature distribution image by an ultra-high-speed imaging method.
FIG. 6 is a diagram showing a basic configuration in which a temperature distribution observation sequence is inserted into a gate decoupling observation pulse sequence.
FIG. 7 is a diagram showing a basic configuration in which a temperature distribution observation sequence is inserted into an inverted gate decoupling observation pulse sequence.
FIG. 8 is a diagram showing another example in which a temperature distribution observation sequence is inserted into a gate decoupling observation pulse sequence.
FIG. 9 is a diagram showing another example in which a temperature distribution observation sequence is inserted into a gate decoupling observation pulse sequence.
FIG. 10 is a diagram showing a basic configuration for performing temperature distribution observation / estimation by executing only a decoupling pulse sequence prior to an observation pulse sequence.
FIG. 11 is a diagram showing another configuration for performing temperature distribution observation / estimation by executing only a decoupling pulse sequence prior to an observation pulse sequence.
FIG. 12 is a diagram illustrating an example of a pulse sequence for performing spectrum observation using a non-selective excitation pulse sequence.
FIG. 13 is a diagram showing an example of a pulse sequence for performing spectrum observation by a local excitation pulse sequence.
FIG. 14 is a diagram illustrating an example of an FSE pulse sequence.
FIG. 15 is a diagram showing an example of a temperature measurement pulse sequence when an FSE pulse sequence is used.
FIG. 16 is a diagram showing another example of the temperature measurement pulse sequence when the FSE pulse sequence is used.
FIG. 17 is a diagram showing an example of a basic pulse sequence for collecting a one-dimensional temperature distribution.
FIG. 18 is a diagram showing an example of a pulse sequence for collecting a local one-dimensional temperature distribution.
FIG. 19 is a diagram showing an example of a pulse sequence for collecting a one-dimensional temperature distribution while changing a site to be locally excited.
FIG. 20 is a diagram showing an example of a pulse sequence for acquiring a temperature distribution or a temperature distribution image after simulating and applying a decoupling pulse from a 13 C nuclear probe.
FIG. 21 is a configuration diagram of a 13 C probe and a 1 H probe.
[Explanation of symbols]
Claims (2)
前記パルスシーケンスを実行する前に、該パルスシーケンスにて印加する高周波磁場を少なくとも１回印加する手段と、
この高周波磁場の印加後であって、前記磁気共鳴信号の収集前に、温度分布観測用のシーケンスを実行することにより、当該高周波磁場の印加による被検体の温度上昇を検出する温度検出手段と、
この温度検出手段にて温度上昇が所定値を越えたときに磁気共鳴信号の変化に係る情報を通知する手段と、
を有することを特徴とする磁気共鳴診断装置。A magnetic resonance diagnostic apparatus that applies a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to a subject placed in a uniform static magnetic field according to a predetermined pulse sequence and obtains a magnetic resonance signal detected from within the subject,
Means for applying a high-frequency magnetic field to be applied in the pulse sequence at least once before executing the pulse sequence;
After the application of the high-frequency magnetic field and before the collection of the magnetic resonance signal, by executing a sequence for observing the temperature distribution, a temperature detection unit that detects a temperature rise of the subject due to the application of the high-frequency magnetic field,
Means for notifying information about a change in the magnetic resonance signal when the temperature rise exceeds a predetermined value by the temperature detecting means,
A magnetic resonance diagnostic apparatus comprising:
１３Ｃ核を励起するパルス及び１Ｈ核をデカップリングするための励起パルスとして前記高周波磁場を印加する手段と、
前記デカップリングパルスの印加後であって、前記磁気共鳴信号の収集前に、温度分布観測用のシーケンスを実行することにより、当該デカップリングパルスの印加による被検体の温度上昇を検出する温度検出手段と、
この温度検出手段による温度上昇値が所定値を越えたときに、磁場共鳴信号の変化に係る情報を通知する手段と、
を有することを特徴とする磁気共鳴診断装置。A magnetic resonance diagnostic apparatus that applies a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to a subject placed in a uniform static magnetic field according to a predetermined pulse sequence and obtains a magnetic resonance signal detected from within the subject,
Means for applying the high-frequency magnetic field as a pulse for exciting 13C nuclei and an excitation pulse for decoupling 1H nuclei;
A temperature detecting means for detecting a temperature rise of the subject due to the application of the decoupling pulse by executing a sequence for observing the temperature distribution after the application of the decoupling pulse and before the collection of the magnetic resonance signal. When,
Means for notifying information relating to a change in the magnetic field resonance signal when the temperature rise value by the temperature detecting means exceeds a predetermined value;
A magnetic resonance diagnostic apparatus comprising:
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP22068194A JP3559318B2 (en) | 1994-09-14 | 1994-09-14 | Magnetic resonance diagnostic equipment |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP22068194A JP3559318B2 (en) | 1994-09-14 | 1994-09-14 | Magnetic resonance diagnostic equipment |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0880290A JPH0880290A (en) | 1996-03-26 |
| JP3559318B2 true JP3559318B2 (en) | 2004-09-02 |
Family
ID=16754808
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP22068194A Expired - Fee Related JP3559318B2 (en) | 1994-09-14 | 1994-09-14 | Magnetic resonance diagnostic equipment |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3559318B2 (en) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1999052505A1 (en) * | 1998-04-09 | 1999-10-21 | Nycomed Imaging A.S. | Use of particulate contrast agents in diagnostic imaging for studying physiological parameters |
| DE602007012894D1 (en) | 2006-08-22 | 2011-04-14 | Koninkl Philips Electronics Nv | DEVICE FOR OBTAINING INFORMATION ON A MAMMAL BODY |
| JP6392667B2 (en) * | 2011-12-27 | 2018-09-19 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | Magnetic resonance thermography: High resolution imaging of thermal anomalies |
-
1994
- 1994-09-14 JP JP22068194A patent/JP3559318B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0880290A (en) | 1996-03-26 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3160351B2 (en) | Magnetic resonance diagnostic equipment | |
| Kuroda | Non-invasive MR thermography using the water proton chemical shift | |
| EP2699931B1 (en) | Motion triggered cest mri | |
| US7906964B2 (en) | Method and system for determining acquisition parameters associated with magnetic resonance imaging for a particular measurement time | |
| US9632158B2 (en) | MRI imaging and contrast method | |
| JPH09168524A (en) | Method and apparatus for forming image indicating change in temperature in specimen | |
| US20060064002A1 (en) | Method for monitoring thermal heating during magnetic resonance imaging | |
| US20160252595A1 (en) | Mr imaging with temperature mapping | |
| US11079452B2 (en) | Systems and methods for magnetic resonance thermometry using balanced steady state free precession | |
| JP3964110B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| CN101352342A (en) | Magnetic resonance image-forming temperature measurement method based on three-dimensional steady state free precession | |
| US8638099B2 (en) | Method for reducing magnetic resonance temperature measurement errors in a magnetic resonance monitored HIFU treatment | |
| JP3559318B2 (en) | Magnetic resonance diagnostic equipment | |
| JP4532178B2 (en) | Method and apparatus for improved signal separation of metabolites in MR spectroscopy | |
| JP2889871B1 (en) | Magnetic resonance diagnostic equipment | |
| JP3519486B2 (en) | Magnetic resonance diagnostic equipment | |
| Desal et al. | Electronic reference for absolute quantification of brain metabolites by 1H-MRS on clinical whole-body imaging | |
| Mirmojarabian et al. | Relaxation along fictitious field (RAFF) provide an appropriate alternative method for imaging chronic myocardial infarct without exogenous contrast media | |
| JP3583763B2 (en) | Magnetic resonance imaging | |
| US20240353514A1 (en) | Systems and methods for magnetic resonance based skull thermometry | |
| JP2005288026A (en) | Magnetic resonance imaging device, eddy magnetic field distribution estimating method and static magnetic field correction method | |
| Mietzsch et al. | Non-invasive temperature imaging of muscles with magnetic resonance imaging using spin-echo sequences | |
| JP4266574B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JPH06261874A (en) | Magnetic resonance image device utilizing chemical shift | |
| JP3346800B2 (en) | Magnetic resonance diagnostic equipment |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20040113 |
|
| RD03 | Notification of appointment of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7423 Effective date: 20040123 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A821 Effective date: 20040123 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20040227 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20040130 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20040518 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20040521 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090528 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090528 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100528 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100528 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110528 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110528 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120528 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120528 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130528 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130528 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140528 Year of fee payment: 10 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |