WO2013094582A1 - 核磁気共鳴イメージ装置および核磁気共鳴イメージ方法 - Google Patents

核磁気共鳴イメージ装置および核磁気共鳴イメージ方法 Download PDF

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佐々木　進
達郎 弓削
平山　祥郎
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Definitions

  • the present invention relates to a nuclear magnetic resonance imaging apparatus and a nuclear magnetic resonance imaging method.
  • Nuclear Magnetic Resonance is the application of a rotating magnetic field with the same frequency as the precessing Larmor frequency to a nuclear spin that precesses in a magnetic field. This is a phenomenon in which resonance occurs.
  • the static magnetic field in the central axis (Z-axis) direction
  • it resonates in a pulsed manner with respect to a nuclear spin oriented in parallel or antiparallel to the magnetic field.
  • the spin direction is changed in the XY-axis direction, and then the time for the spin direction to return to its original state (relaxation time) is measured to identify the bond structure and physical properties of the measurement object.
  • the relaxation time includes a longitudinal relaxation time T 1 which is a relaxation time of the component in the central axis direction (Z-axis direction) of the spin precession before the pulse incidence, and a direction perpendicular to the central axis direction (XY-axis direction) ) Is a relaxation time T 2 which is a relaxation time of the component.
  • the nuclear measurement imaging of spin relaxation state is (imaging) the ones MRI (Magnetic Resonance Image), the coupling structure and physical properties of the longitudinal relaxation time T 1 and / or transverse relaxation time T 2 the measurement object from the image It has become.
  • MRI Magnetic Resonance Image
  • T 2 H reflects the static noise received by the measurement object, so depending on the coupling state of the measurement object and the external environment , T 2 H difference is too small, making it difficult to distinguish by MRI.
  • the difference in T 2 H becomes smaller as the difference in electron density of the measurement target becomes smaller. Therefore, a substance such as a semiconductor doped with a different impurity is added to the MRI. In some cases, it may be difficult to distinguish.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and an object of the present invention is to provide a nuclear magnetic resonance imaging apparatus capable of distinguishing what cannot be distinguished by T 2 H.
  • the present inventor has conducted intensive studies, and as a result, the signal attenuation constant T 2 L (generalized lateral relaxation) of the NMR signal when a ⁇ pulse is applied to the measurement object at a predetermined interval (multiple). It has been found that there is a predetermined relationship between (time) and the dynamic noise that the spin of the measurement object receives from the external environment.
  • T 2 L generally lateral relaxation
  • T 2 L imaging is performed, not static noise due to the external environment.
  • the present inventors have found that a mitigation characteristic that reflects various noises is extracted, and that an MRI that can clearly distinguish a measurement object that cannot be distinguished by T 2 H can be realized, and thus the present invention has been achieved.
  • a probe capable of storing a sample in a static gradient magnetic field and a ⁇ pulse having a Larmor frequency corresponding to the static gradient magnetic field at a predetermined position of the sample are provided.
  • An application unit that applies multiple times to the sample at a predetermined time interval;
  • An image processing unit that obtains and images a relaxation time from a nuclear magnetic resonance (NMR) signal of the sample, and the NMR signal and the relaxation time have a relationship represented by the following formula (1).
  • the time interval of the ⁇ pulse and the frequency of the noise are expressed by the following equation (2), whereby a nuclear magnetic resonance imaging apparatus is obtained.
  • the step (a) of placing a sample in a static gradient magnetic field A step (b) of applying multiple ⁇ pulses of Larmor frequency corresponding to the static gradient magnetic field at a predetermined position of the sample to the sample at predetermined time intervals, and relaxation from the nuclear magnetic resonance signal of the sample
  • a nuclear magnetic resonance imaging method characterized by comprising the step (c) of obtaining time and imaging the same.
  • FIG. 1 is a schematic diagram illustrating a configuration of a nuclear magnetic resonance imaging apparatus 1 according to a first embodiment.
  • 3 is a flowchart showing the operation of the nuclear magnetic resonance imaging apparatus 1.
  • it is a graph which shows the relationship between a NMR signal and time at the time of applying the multiple pi pulse shown in FIG. 1 to Si dope GaAs.
  • it is a graph which shows the relationship between a NMR signal at the time of applying the multiple pi pulse shown in FIG. 1 to non-doped GaAs.
  • it is a graph which shows the relationship between a NMR signal and time at the time of applying the multiple pi pulse shown in FIG.
  • a magnetic pulse (here, ⁇ pulse) having a Larmor frequency corresponding to a static magnetic field at a point to be measured is applied to a sample to be measured.
  • a multiple ⁇ pulse as shown in FIG. 1 is applied.
  • the pulse application interval is 2 ⁇ .
  • ⁇ means 1/2 time of ⁇ pulse interval (see FIG. 1).
  • the nuclides that resonate with the magnetic pulse of the measurement object to which the magnetic pulse was applied changed the direction of the spin of precession due to the nuclear magnetic resonance, and then aligned while outputting the nuclear magnetic resonance signal (NMR signal). Although the spin phase is disturbed, the following relationship (1) is established between the intensity and time of the nuclear magnetic resonance signal after the ⁇ pulse is applied in a sufficiently long time (sufficiently). .
  • the signal decay constant (herein referred to as generalized transverse relaxation time) T 2 L depends on the ⁇ pulse interval 2 ⁇ , and furthermore, the ⁇ pulse interval 2 ⁇ and noise that the nuclear spin receives from the external environment (fluctuation of the fluctuation magnetic field) ),
  • the following relationship (2) is established between the frequencies f for measurement.
  • the noise that contributes to the generalized transverse relaxation time T 2 L is limited to the noise that satisfies the relationship of (2). Therefore, the NMR signal is acquired by changing the ⁇ pulse interval 2 ⁇ . Thus, the noise spectrum can be measured.
  • a ⁇ pulse having a predetermined pulse interval in consideration of noise received by the nuclide to be measured from the external environment is incident on the sample, and the generalized transverse relaxation time T 2 L is obtained. Perform imaging.
  • the nuclear magnetic resonance imaging apparatus 1 includes a probe 3 in which a measurement object is stored and a static gradient magnetic field is applied (a sample can be stored in a static gradient magnetic field), and a probe 3 includes an application unit 5 that applies a magnetic pulse, and an image processing unit 7 that performs imaging of a generalized transverse relaxation time from a nuclear magnetic resonance signal output from the sample.
  • an object to be measured is placed in the probe 3 shown in FIG. 2, and a magnetic pulse is incident on the probe 3 using the application unit 5 while applying a static gradient magnetic field using a coil or the like (not shown). Multiple ⁇ pulses are applied to the sample (S1 in FIG. 3).
  • the ⁇ pulse interval 2 ⁇ at this time is determined according to the external environment of the sample in consideration of noise (received from the external environment) felt by the nuclide to be measured. Specifically, for example, when the sample is a semiconductor as in an embodiment described later, a ⁇ pulse interval 2 ⁇ corresponding to a frequency region in which the interaction between the carrier and the nuclear spin causes noise is selected.
  • a ⁇ pulse interval 2 ⁇ corresponding to a frequency region corresponding to a biological reaction or a reaction speed of a specific part of an organ is selected.
  • a sample to which multiple ⁇ pulses are applied outputs an NMR signal, but the logarithm of the intensity of the NMR signal is that a certain number of ⁇ pulses are incident after a certain time has passed. Then, as shown in FIG. 4, it attenuates in proportion to the time (see equation (1)).
  • the image processing unit 7 performs T 2 L imaging by expressing the magnitude of the generalized lateral relaxation time T 2 L by , for example, color shading (S 3 in FIG. 3).
  • the nuclear magnetic resonance imaging apparatus 1 applies multiple ⁇ pulses to the sample at a predetermined time interval 2 ⁇ and generalizes from the nuclear magnetic resonance signal of the sample. Perform (lateral) relaxation time imaging.
  • MRI imaging suitable for the measurement object can be performed by selecting the ⁇ pulse interval 2 ⁇ according to the measurement object.
  • an image of the generalized relaxation time is obtained by changing the measurement position and the ⁇ pulse interval 2 ⁇ with respect to the measurement object in the first embodiment.
  • an object to be measured is placed in the probe 3 shown in FIG. 2, and a static gradient magnetic field is applied using a coil or the like (not shown) (S21 in FIG. 10).
  • the multiple ⁇ pulse interval 2 ⁇ applied to the sample that is, the frequency of the dynamic noise f to be measured is determined (S22 in FIG. 10).
  • the measurement position corresponding to the applied magnetic field gradient is determined (S23 in FIG. 10). Specifically, the frequency and phase of the RF magnetic field are determined.
  • a magnetic pulse is made incident into the probe 3 using the applying unit 5, and a multiple ⁇ pulse is applied to the sample at an interval 2 ⁇ determined in S22 (S24 in FIG. 10).
  • the generalized transverse relaxation time T 2 L is obtained from the NMR signal (S25 in FIG. 10).
  • the process returns to S23 (S26 in FIG. 10), determines the measurement positions again, and executes S23 to S25 according to the number of positions to be measured. repeat.
  • the process returns to S22 (S28 in FIG. 10), determines the multiple ⁇ pulse interval 2 ⁇ again, and determines the frequency to be measured.
  • S22 to S27 are repeated according to the number.
  • the measurement position and the ⁇ pulse interval 2 ⁇ may be variable.
  • images of the generalized transverse relaxation time T 2 L can be obtained for the same measurement object at various measurement positions and ⁇ pulse intervals 2 ⁇ , thereby understanding the characteristics of the measurement object in more detail. can do.
  • the nuclear magnetic resonance imaging apparatus 1 applies multiple ⁇ pulses to the sample at a predetermined time interval 2 ⁇ , and generalizes the nuclear magnetic resonance signal from the sample. Perform (lateral) relaxation time imaging.
  • the nuclear magnetic resonance imaging apparatus 1 can acquire images of the generalized lateral relaxation time T 2 L at various measurement positions and ⁇ pulse intervals 2 ⁇ .
  • the characteristics of the measurement object can be understood in more detail as compared with the first embodiment.
  • multiple ⁇ pulses are used to generate nuclear magnetic resonance to image the generalized transverse relaxation time T 2 L , and to support static transverse relaxation time using the Hahn echo used in conventional MRI compared with the case of performing the imaging signal attenuation constant T 2 H to.
  • substrates of three types of materials GaAs (non-doped), GaAs (Si-doped, doped amount 10 18 cm ⁇ 3 ), and GaAs (Cr-doped, doped amount 10 15 cm ⁇ 3 ) were prepared as samples.
  • the sample volume was increased so that the experiment with various parameters can be performed in a short time.
  • the generalized transverse relaxation time T 2 L is sufficient even when the total amount of the target nuclear spin is 1/40 of this time. Has been confirmed.
  • protons used in biological MRI are at least 200 times more sensitive than As (in principle, proportional to the cube of the nuclear gyromagnetic ratio).
  • the generalized lateral relaxation time T 2 L can be obtained for a biological sample with a dimension sufficiently smaller than 1 mm 3 .
  • the nuclear magnetic resonance apparatus was manufactured by the applicants of the present application.
  • Oxford room temperature bore high-resolution NMR superconducting magnet (Oxford 300/89, made in the UK)
  • RF signal generator HP8656B (made in the United States)
  • DC pulse programmer Samway N210-1026S (made in Japan)
  • programmable attenuator Tamagawa TPA-410 (made in Japan)
  • RF power amplifier DotyDSI1000B (made in the United States)
  • RF preamplifier Doty2LSeries (made in the United States), etc. .
  • the T 2 L obtained in Example is the same as the actual MRI.
  • nuclear magnetic resonance was generated using the Hahn echo for the above three types of samples, and a signal attenuation constant T 2 H was obtained.
  • the measurement conditions are multiple except that the integration is 64 times and the pulse application is up to the first two pulses in FIG. 1 and the signal intensity of the spin echo is measured as a function of ⁇ (general Hahn echo measurement). It is exactly the same as the pulse measurement conditions.
  • the sample is arranged in a plane shape (thickness is 1 mm) having a size of 5 mm ⁇ 5 mm square, and 3 ⁇ 3 pieces are arranged in an arrangement as shown in FIG. An imaging simulation was performed.
  • the T 2 L imaging images embodiment shown in FIG. 9 T 2 H imaging image of the comparative example.
  • the imaging image is a gray scale, was set to as the value of T 2 H or T 2 L large dark (gradation).
  • T 2 L has a clear difference in the value of each sample (in the order of ms), and each sample can be clearly distinguished even in an image.
  • T 2 H has a difference between GaAs (Si-doped) having an electron density as large as 10 18 cm ⁇ 2 and GaAs (non-doped) and GaAs (Cr-doped) exhibiting insulating properties.
  • T 2 H is 220,230 ⁇ s of GaAs (undoped) and GaAs (Cr-doped), since the difference was only (10 [mu] s order), to distinguish the two in T 2 H by the Hahn-echo It was difficult.
  • the present invention can be applied to imaging of 1 H (proton) and 13 C widely used in living bodies and medical MRI.
  • the solid MRI as in this embodiment can be expected to be applied to imaging of many nuclides other than 75 As.

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Abstract

　Ｔ２ Ｈでは区別ができないものの区別が可能な核磁気共鳴イメージ装置を提供するために、本発明の核磁気共鳴イメージ装置１は、静的な勾配磁場中に試料を収納可能なプローブ３と、試料の所定の位置における静的な勾配磁場に対応したラーモア周波数のπパルスを所定の時間間隔で試料に多重に印加する印加部５と、試料の核磁気共鳴信号から、緩和時間を求めてそのイメージングを行う画像処理部７を有する。

Description

核磁気共鳴イメージ装置および核磁気共鳴イメージ方法
　本発明は核磁気共鳴イメージ装置および核磁気共鳴イメージ方法に関する。
　核磁気共鳴（ＮＭＲ、Nuclear Magnetic Resonance）とは、磁場中で歳差運動をしている核スピンに対して、歳差運動のラーモア周波数と同じ周波数の回転磁場を印加することにより、磁場と原子核の間に共鳴が生じる現象である。
　共鳴によりその状態が変化した核スピンが元の状態に戻る緩和特性は当該核スピンの置かれた状況により異なるため、測定対象物の結合構造や物性の特定が可能になる。
　より具体的には、例えば、静磁場中（静磁場は中心軸（Ｚ軸）方向に加えられている）で磁場と並行あるいは反並行に向いている核スピンに対して、パルス状に共鳴する振動磁場を印加して、スピンの向きをＸＹ軸方向に変化させ、その後、スピンの向きが元に戻る時間（緩和時間）を測定することにより、測定対象物の結合構造や物性の特定を行う。
　なお、緩和時間には、パルス入射前のスピンの歳差運動の中心軸方向（Ｚ軸方向）の成分の緩和時間である縦緩和時間Ｔ１と、中心軸方向に垂直な方向（ＸＹ軸方向）の成分の緩和時間である横緩和時間Ｔ２がある。
　この核スピン緩和状態の測定結果を画像化（イメージング）したものがＭＲＩ（Magnetic Resonance Image）であり、縦緩和時間Ｔ１および／または横緩和時間Ｔ２から測定対象物の結合構造や物性を画像化している。
　ここで、横緩和時間Ｔ２からイメージングを行う場合、ハーンエコーによりＴ２を測定する方法が一般的である（特許文献１）。
特開平１０－２７７００６号公報
　しかしながら、ハーンエコーによりＴ２（Ｔ２ Ｈ）を測定してイメージングを行う場合、Ｔ２ Ｈは測定対象物が受ける静的な雑音を反映するため、測定対象物の結合状態や外部環境によっては、Ｔ２ Ｈの差が小さすぎてＭＲＩによる区別が困難となるという問題があった。
　具体的には、例えばＴ２ Ｈの差は、半導体基板が測定対象の場合、測定対象物の電子密度の差が小さくなればなるほど小さくなるため、異なる不純物をドープした半導体のような物質をＭＲＩで区別する場合、区別が困難になる場合があった。
　本発明は上記課題に鑑みてなされたものであり、その目的は、Ｔ２ Ｈでは区別ができないものの区別が可能な核磁気共鳴イメージ装置を提供することにある。
　上記した課題を達成するため、本発明者は鋭意検討の結果、測定対象物にπパルスを所定の間隔で（多重に）印加した場合のＮＭＲ信号の信号減衰定数Ｔ２ L（一般化横緩和時間）と、測定対象物のスピンが外部環境から受ける動的な雑音の間に所定の関係があることを見出した。
　さらに、測定対象の核種が外部環境から受ける雑音を考慮した所定の時間間隔でπパルス信号を試料に印加してＴ２ Lのイメージングを行うことにより、外部環境による静的な雑音ではなく動的な雑音を反映する緩和特性を抽出し、Ｔ２ Ｈでは区別ができない測定対象物を明瞭に区別できるＭＲＩが実現可能であることを見出し、本発明をするに至った。
　即ち、本発明の第１の態様によれば、静的な勾配磁場中に試料を収納可能なプローブと、前記試料の所定の位置における前記静的な勾配磁場に対応したラーモア周波数のπパルスを所定の時間間隔で前記試料に多重に印加する印加部と、
　前記試料の核磁気共鳴（ＮＭＲ）信号から、緩和時間を求めてそのイメージングを行う画像処理部と、を有し、前記ＮＭＲ信号と前記緩和時間は、以下の式（１）に示す関係を有し、前記πパルスの時間間隔と前記雑音の周波数は以下の式（２）で表されることを特徴とする核磁気共鳴イメージ装置が得られる。
　また、本発明の第２の態様によれば、静的な勾配磁場中に試料を配置する工程（ａ）と、
　前記試料の所定の位置における前記静的な勾配磁場に対応したラーモア周波数のπパルスを所定の時間間隔で前記試料に多重に印加する工程（ｂ）と、前記試料の核磁気共鳴信号から、緩和時間を求めてそのイメージングを行う工程（ｃ）と、を有することを特徴とする核磁気共鳴イメージ方法が得られる。
　本発明によれば、Ｔ２ Ｈでは区別ができないものの区別が可能な核磁気共鳴イメージ装置を提供することができる。
本発明で使用する多重πパルスの例を示す図である。 第１の実施形態に係る核磁気共鳴イメージ装置１の構成を示す概略図である。 核磁気共鳴イメージ装置１の動作を示すフローチャートである。 実施例において、ＳｉドープＧａＡｓに図１に示す多重πパルスを印加した場合の、ＮＭＲ信号と時間の関係を示すグラフである。 実施例において、ノンドープＧａＡｓに図１に示す多重πパルスを印加した場合の、ＮＭＲ信号と時間の関係を示すグラフである。 実施例において、ＣｒドープＧａＡｓに図１に示す多重πパルスを印加した場合の、ＮＭＲ信号と時間の関係を示すグラフである。 実施例および比較例において、試料の平面上の配置形状および寸法を示す図である。 実施例における図７のＴ２ Lイメージ像を示す図である。 比較例における図７のＴ２ Ｈイメージ像を示す図である。 第２の実施形態の手順を示すフローチャートである。
　以下、図面に基づき、本発明の実施形態を詳細に説明する。
　まず、第１の実施形態について説明する。
　最初に、本発明の核磁気共鳴イメージングの原理について説明する
　まず、測定対象である試料に、測定したいポイントにおける静磁場に対応するラーモア周波数の磁気パルス（ここではπパルス）を印加する。
　具体的には、図１に示すような多重πパルスを印加する。このパルスの印加の間隔をここでは２τとする。
　なお、τはπパルス間隔の１／２の時間を意味する（図１参照）。
　磁気パルスが印加された測定対象物の磁気パルスに共鳴する核種は、核磁気共鳴により歳差運動のスピンの向きが変化し、その後、核磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号）を出力しながら揃っていたスピンの位相が乱れてゆくが、πパルスを多重に十分に長い時間に（十分に多く）印加した後では、核磁気共鳴信号の強度と時間の間には以下の関係（１）が成立する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　ここで、信号減衰定数（ここでは一般化横緩和時間と称す）Ｔ２ Lはπパルス間隔２τに依存し、さらに、πパルス間隔２τと核スピンが外部環境から受ける雑音（揺動磁場の揺らぎ）のうち測定にかかる周波数ｆの間には以下の関係（２）が成立する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　（１）と（２）より、一般化横緩和時間Ｔ２ Lに寄与する雑音は（２）の関係を満たす雑音に限定されるため、πパルス間隔２τを変化させてＮＭＲ信号を取得することにより、雑音のスペクトルを測定することができる。
　本発明では、このことを利用して、測定対象の核種が外部環境から受ける雑音を考慮した所定のパルス間隔のπパルスを試料に入射して、一般化横緩和時間Ｔ２ Lを取得し、イメージングを行う。
　次に、図２を参照して、第１の実施形態に係る核磁気共鳴イメージ装置１の構成について説明する。
　図２に示すように、核磁気共鳴イメージ装置１は、測定対象物が収納され、静的な勾配磁場が印加される（静的な勾配磁場中に試料を収納可能な）プローブ３と、プローブ３に磁気パルスを印加する印加部５と、試料が出力する核磁気共鳴信号から、一般化横緩和時間のイメージングを行う画像処理部７を有している。
　なお、図２では静磁場と勾配磁場を印加するためのコイル、磁気パルスを増幅する増幅器、装置を冷却するための冷却装置等は記載を省略している。
　次に、図２～図４を参照して第１の実施形態に係る核磁気共鳴イメージ装置１を用いたイメージング法について説明する。
　まず、測定対象物を図２に示すプローブ３内に配置し、図示しないコイル等を用いて静的な勾配磁場を印加しつつ、印加部５を用いて磁気パルスをプローブ３内に入射し、試料に多重πパルスを印加する（図３のＳ１）。
　なお、この際のπパルス間隔２τは、測定対象の核種が感じる（外部環境から受ける）雑音を考慮し、試料の外部環境に応じて決定する。具体的には、例えば後述する実施例のように、試料が半導体である場合は、キャリアと核スピンの相互作用が雑音となる周波数領域に対応したπパルス間隔２τを選択する。
　また、試料が生体である場合は、生体反応や臓器の特定部分の反応速度に対応する周波数領域に応じたπパルス間隔２τを選択する。
　次に、ＮＭＲ信号から信号減衰定数Ｔ２ Lを求める（図３のＳ２）。
　具体的には、多重πパルスを印加された試料は、ＮＭＲ信号を出力するが、ＮＭＲ信号の強度の対数は、一定の時間が経過すると（即ち、十分に多くの数のπパルスが入射されると）図４に示すように時間に比例して減衰するようになる（式（１）参照）。
　この比例定数（の逆数）が一般化横緩和時間Ｔ２ Lであるため、これを求める。
　最後に、画像処理部７は、一般化横緩和時間Ｔ２ Lの大小を例えば色の濃淡等で表すなどしてＴ２ Lのイメージングを行う（図３のＳ３）。
　このように、第１の実施形態によれば、核磁気共鳴イメージ装置１は、所定の時間間隔２τでπパルスを多重に試料に対して印加して、試料の核磁気共鳴信号から、一般化した（横）緩和時間のイメージングを行う。
　そのため、測定対象の核種が感じる（外部環境から受ける）動的な雑音を考慮したイメージングを行うことができ、測定対象物の結合状態や外部環境による静的な雑音が例え同じであってもその区別が可能である。
　また、πパルス間隔２τは広い範囲で制御できることから、測定対象に応じたπパルス間隔２τを選択することにより、測定対象に適したＭＲＩのイメージングが可能である。
　次に、第２の実施形態について、図１０を参照して説明する。
　第２の実施形態は、第１の実施形態において、測定対象物に対して測定位置およびπパルス間隔２τを変化させて一般化緩和時間のイメージを取得したものである。
　なお、第２の実施形態において使用する核磁気共鳴イメージ装置１は、第１の実施形態と同様であるため、説明を省略する。
　まず、測定対象物を図２に示すプローブ３内に配置し、図示しないコイル等を用いて静的な勾配磁場を印加する（図１０のＳ２１）。
　次に、試料に印加する多重πパルス間隔２τ、即ち測定する動的な雑音ｆの周波数を決定する（図１０のＳ２２）。
　次に、印加している磁場勾配に対応した測定位置を決定する（図１０のＳ２３）。具体的には、ＲＦ磁場の周波数および位相を決定する。
　次に、印加部５を用いて磁気パルスをプローブ３内に入射し、Ｓ２２で決定した間隔２τで多重πパルスを試料に印加する（図１０のＳ２４）。
　次に、ＮＭＲ信号から一般化横緩和時間Ｔ２ Lを求める（図１０のＳ２５）。
　これにより、Ｓ２３で決定した測定位置における一般化横緩和時間Ｔ２ Lが求められる。
　次に、異なる測定位置での一般化横緩和時間Ｔ２ Lを求めるために、Ｓ２３に戻って（図１０のＳ２６）再度測定位置を決定し、測定したい位置の数に応じてＳ２３～Ｓ２５を繰り返す。
　全ての位置の測定を終えると、Ｓ２２で決定した動的な雑音ｆの周波数に対応する、試料の一般化横緩和時間Ｔ２ Lが求められる（図１０のＳ２７）。
　次に、異なる動的な雑音ｆの周波数における一般化横緩和時間Ｔ２ Lを求めるために、Ｓ２２に戻って（図１０のＳ２８）、再度多重πパルス間隔２τを決定し、測定したい周波数の数に応じてＳ２２～Ｓ２７を繰り返す。
　全ての周波数での測定を終了すると、最後に、Ｓ２２で決定した種々の周波数に対応する、試料の一般化横緩和時間Ｔ２ Lのイメージが求められる（図１０のＳ２９）。
　このように、測定位置およびπパルス間隔２τは可変としてもよい。
　これにより、同じ測定対象物に対して様々な測定位置およびπパルス間隔２τで一般化横緩和時間Ｔ２ Lのイメージを取得することができ、これにより、測定対象物の特性をより詳細に理解することができる。
　このように、第２の実施形態によれば、核磁気共鳴イメージ装置１は、所定の時間間隔２τでπパルスを多重に試料に対して印加して、試料の核磁気共鳴信号から、一般化した（横）緩和時間のイメージングを行う。
　従って、第１の実施形態と同様の効果を奏する。
　また、第２の実施形態によれば、核磁気共鳴イメージ装置１は、様々な測定位置およびπパルス間隔２τで一般化横緩和時間Ｔ２ Lのイメージを取得することができる。
　そのため、第１の実施形態と比較して測定対象物の特性をより詳細に理解することができる。
　以下、実施例に基づき、本発明を具体的に説明する。
　３種類のＧａＡｓについて、多重πパルスを用いて核磁気共鳴を生じさせて一般化横緩和時間Ｔ２ Lのイメージングを行い、従来のＭＲＩで用いるハーンエコーを用いて静的な横緩和時間に対応する信号減衰定数Ｔ２ Ｈのイメージングを行った場合と比較した。
　まず、試料としてはＧａＡｓ（ノンドープ）、ＧａＡｓ（Ｓｉドープ、ドープ量１０１８ｃｍ－３）、ＧａＡｓ（Ｃｒドープ、ドープ量１０１５ｃｍ－３）の３種類の材料の基板を用意した。
　一般化横緩和時間Ｔ２ Lを求めたこの実施例では、これらの基版（厚さ０．３ｍｍ）を１０．５×３．８（ｍｍ２）に切り出したものを４枚重ねて実験を行った。
　なお、本実施例では、様々なパラメータでの実験が短時間でできるように試料の容量を大きくしたが、対象核スピンの全量が今回の１／４０でも十分に一般化横緩和時間Ｔ２ Lが求められることを確認している。
　従って、本特許の提案はＧａＡｓに対して少なくとも１ｍｍ立方の試料にまで適用可能である。
　さらに、生体のＭＲＩに用いるプロトンは、Ａｓに対して少なくとも（原理的には核磁気回転比の３乗に比例するので）２００倍感度が高い。
　従って、生体試料に関しては１ｍｍ３より十分小さい寸法で一般化横緩和時間Ｔ２ Lを求めることができる。
　なお、核磁気共鳴装置は本出願人らが作製したものであり、Oxford室温ボア高分解能ＮＭＲ超伝導マグネット（Oxford300/89、英国製）、ＲＦ信号発生器：HP8656B（米国製）、ＤＣパルスプログラマー：サムウェイN210-1026S（日本製）、プログラマブル減衰器：多摩川電子ＴＰＡ－４１０(日本製)、ＲＦ電力増幅器：DotyDSI1000B(米国製)、ＲＦ前置増幅器:Doty2LSeries(米国製)などで構成されている。
　次に、図２に示す核磁気共鳴装置に試料をセットして静磁場中で多重πパルスを入射し、ＮＭＲ信号から７５Ａｓの一般化横緩和時間Ｔ２ Lを求めた。
　具体的には、まず、多重πパルスを試料に入射し、試料から出力されたＮＭＲ信号の強度の経時変化を図４～図６に示すように、対数グラフにプロットした。
　次に、プロットしたデータから、初期の大きな減衰が落ち着き、ＮＭＲ信号の強度の対数が時間に比例して減衰する領域を求め、図４～図６の破線で示すような直線でフィッティングし、直線の傾きから信号減衰定数Ｔ２ Lを求めた。
　ここで、第１の１８０°パルスからではなく、ＮＭＲ信号の強度が十分に減衰し、信号強度がＭ（ｔ）～ｅｘｐ（－ｔ／Ｔ２Ｌ）でフィッティングされる時間域を用いる。
　なお、πパルス間隔２τは、キャリアと核スピンの相互作用が雑音に大きく表れる周波数領域に対応した間隔として２τ＝１００μｓとした。
　また、通常のＭＲＩでは画像を得るのに静磁場の勾配を利用するが、今回の実験は一定の静磁場下で行った。その条件は静磁場：６．１６５７８Ｔ、測定温度：３００Ｋ、繰り返し時間：３．０ｓｅｃ、積算：５１２回（ＡＰＣＰパルス）である。
　ただし、静磁場の不均一はＴ２ Lを得る際に影響しないため、実施例で得られたＴ２ Lは実際のＭＲＩと同一である。
　さらに、比較例として、上記の３種類の試料に対して、ハーンエコーを用いて核磁気共鳴を生じさせて、信号減衰定数Ｔ２ Ｈを取得した。測定条件は、積算が６４回であることとパルス印加が図１の最初の２パルスまででスピンエコーの信号強度をτの関数として測定している（一般的なハーンエコー測定）こと以外は多重パルス測定の条件と全く同じである。
　次に、得られたＴ２ LおよびＴ２ Ｈを元に、試料を寸法５ｍｍ×５ｍｍ角の平面形状（厚さは１ｍｍ）として図７に示すような配置で３×３個並べた場合のイメージングのシミュレーションを行った。
　Ｔ２ LおよびＴ２ Ｈの計算結果を表１に示す。
　また、実施例のＴ２ Lイメージング像を図８に、比較例のＴ２ Ｈイメージング像を図９に示す。なお、イメージング像はグレースケールとし、Ｔ２ ＨまたはＴ２ Lの値が大きいほど濃い色（階調）になるようにした。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000005
　表１および図８から明らかなように、Ｔ２ Lは各試料の値の差が明確（ｍｓのオーダー）であり、イメージ像でも明瞭に各試料の区別ができた。
　一方、表１および図９に示すように、Ｔ２ Ｈは、電子密度が１０１８ｃｍ－２と大きいＧａＡｓ（Ｓｉドープ）と絶縁性を示すＧａＡｓ（ノンドープ）、ＧａＡｓ（Ｃｒドープ）の差はあるが、ＧａＡｓ（ノンドープ）とＧａＡｓ（Ｃｒドープ）のＴ２ Ｈは２２０、２３０μsであり、その差がわずか（１０μｓのオーダー）であったため、ハーンエコーによるＴ２ Ｈでこの二つを区別することは困難であった。
　この結果より、雑音（ｆ）に対応した適切なπパルス間隔２τを選択してＴ２ Lイメージングを行うことにより、Ｔ２ Ｈでは区別が困難であった物質の区別が可能であることが分かった。
　上述した実施例では本発明を用いてＧａＡｓの７５Ａｓのイメージングを行った場合について説明したが、本発明は特にこれに限定されることはない。
　例えば、本発明は、生体や医療ＭＲＩで広く用いられている１Ｈ（プロトン）や１３Ｃのイメージングにも適用できる。
　これは、現状のＭＲＩは殆どが生体内の水のプロトンのＮＭＲ信号を検出しているが、プローブする核の感度としてプロトンは、本実施例で測定対象としたＡｓより強いためである。
　そのため、生体内でプロトンが感じる（外部環境から受ける）雑音もその周囲の状況により大きく変化することが期待されるため、１Ｈ（プロトン）や１３Ｃのイメージングに本発明を適用することにより、本実施例において、７５ＡｓでＧａＡｓ基板の違いが区別できたように、医療分野でも、これまで区別できなかった病変が区別できることが十分に期待される。
　さらに、現在のパルス技術で検出可能なノイズの周波数が１００Ｈｚから数ｋＨｚのオーダーであり、この周波数が生体反応や臓器の小さい部分の反応速度と重なっている点からも、１Ｈ（プロトン）や１３Ｃのイメージングに本発明を適用する上で優位に働くと期待される。
　また、本実施例のような固体ＭＲＩとしても、７５Ａｓ以外の多くの核種のイメージングへの適用が期待できる。
１　　　　　核磁気共鳴イメージ装置
３　　　　　プローブ
５　　　　　印加部
７　　　　　画像処理部

Claims (14)

  1. 　静的な勾配磁場中に試料を収納可能なプローブと、
    　前記試料の所定の位置における前記静的な勾配磁場に対応したラーモア周波数のπパルスを所定の時間間隔で前記試料に多重に印加する印加部と、
    　前記試料の核磁気共鳴（ＮＭＲ）信号から、緩和時間を求めてそのイメージングを行う画像処理部と、を有し、
    　前記ＮＭＲ信号と前記緩和時間は、以下の式（１）に示す関係を有し、
    　前記πパルスの時間間隔と前記雑音の周波数は以下の式（２）で表されることを特徴とする核磁気共鳴イメージ装置。
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
  2. 　前記印加部は、前記核磁気共鳴信号の横緩和時間が前記πパルスの時間間隔に依存し、さらに前記πパルスの時間間隔に依存する横緩和時間が、前記試料が外部環境から受ける雑音に依存することを利用して、前記試料の外部環境に応じて決定された時間間隔のπパルスを印加することを特徴とする請求項１に記載の核磁気共鳴イメージ装置。
  3. 　前記画像処理部は、横緩和時間の大小を色の濃淡で表示することにより、前記緩和時間のイメージングを行うことを特徴とする請求項２記載の核磁気共鳴イメージ装置。
  4. 　前記試料は半導体であり、前記πパルスの時間間隔は、前記半導体のキャリアと核スピンの相互作用が雑音となる周波数領域に対応した間隔であることを特徴とする請求項１～３のいずれか一項に記載の核磁気共鳴イメージ装置。
  5. 　前記試料は生体であり、前記πパルスの時間間隔は、生体反応または臓器の特定部分の反応速度に対応する周波数領域に応じた間隔であることを特徴とする請求項１～３のいずれか一項に記載の核磁気共鳴イメージ装置。
  6. 　前記印加部は、前記試料の複数の異なる位置における前記静的な勾配磁場に対応したラーモア周波数のπパルスを所定の時間間隔で多重に印加可能であり、
    　前記画像処理部は、前記試料の複数の異なる位置ごとに、前記試料の核磁気共鳴信号から、緩和時間を求めてそのイメージングを行うことが可能であることを特徴とする請求項１～５のいずれか一項に記載の核磁気共鳴イメージ装置。
  7. 　前記印加部は、複数の異なる時間間隔のπパルスを印加可能であり、
    　前記画像処理部は、複数の異なる時間間隔のπパルスごとに、前記試料の核磁気共鳴信号から、緩和時間を求めてそのイメージングを行うことが可能であることを特徴とする請求項１～６のいずれか一項に記載の核磁気共鳴イメージ装置。
  8. 　静的な勾配磁場中に試料を配置する工程（ａ）と、
    　前記試料の所定の位置における前記静的な勾配磁場に対応したラーモア周波数のπパルスを所定の時間間隔で前記試料に多重に印加する工程（ｂ）と、
    　前記試料の核磁気共鳴信号から、緩和時間を求めてそのイメージングを行う工程（ｃ）と、を有し、前記核磁気共鳴信号と前記緩和時間は、以下の式（１）に示す関係を有し、前記πパルスの時間間隔と前記雑音は以下の式（２）で表されることを特徴とする核磁気共鳴イメージ方法。
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
  9. 　前記工程（ｂ）は、前記核磁気共鳴信号の横緩和時間が前記πパルスの時間間隔に依存し、さらに前記πパルスの時間間隔に依存する横緩和時間が、前記試料が外部環境から受ける雑音に依存することを利用して、前記試料の外部環境に応じて決定された時間間隔のπパルスを印加することを特徴とする請求項８に記載の核磁気共鳴イメージ方法。
  10. 　前記工程（ｃ）は、横緩和時間の大小を色の濃淡で表示することにより、前記緩和時間のイメージングを行うことを特徴とする請求項９記載の核磁気共鳴イメージ方法。
  11. 　前記試料は半導体であり、前記工程（ｂ）は、前記πパルスの時間間隔として、前記半導体のキャリアと核スピンの相互作用が雑音となる周波数領域に対応した時間間隔を用いることを特徴とする請求項８～１０のいずれか一項に記載の核磁気共鳴イメージ方法。
  12. 　前記試料は生体であり、前記工程（ｂ）は、前記πパルスの時間間隔として、生体反応または臓器の特定部分の反応速度に対応する周波数領域に応じた時間間隔を用いることを特徴とする請求項８～１１のいずれか一項に記載の核磁気共鳴イメージ方法。
  13. 　前記試料の所定の位置を変えながら前記工程（ｂ）および前記工程（ｃ）を繰り返すことにより、前記試料の複数の異なる位置ごとに、前記試料の核磁気共鳴信号から、緩和時間を求めてそのイメージングを行うことを特徴とする請求項８～１２のいずれか一項に記載の核磁気共鳴イメージ方法。
  14. 　前記試料に印加するπパルスの時間間隔を変えながら前記工程（ｂ）および前記工程（ｃ）を繰り返すことにより、πパルスの時間間隔ごとに、前記試料の核磁気共鳴信号から、緩和時間を求めてそのイメージングを行うことを特徴とする請求項８～１３のいずれか一項に記載の核磁気共鳴イメージ方法。
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