MRIの原理は少し難解です。
MRIにはラジオ波(光子)と
磁場(電子の流れによって生成される物質のスピンを決める場)によって駆動されます。
MRIに使用されるラジオ波は約63 MHzから300 MHzの周波数帯域なので
それに対応する波長は約1 mから4.8 mです。
従って、CTで使わる電磁波X線は0.01nm～1nmですから
10進数で9桁から11桁も波長が異なり、MRIで使わるラジオ波の波長は長くなります。
光子のエネルギーはE=hμでE=h×(C/λ)で示され、
h:プランク定数、c:光速、λ:波長でhcが一定なので
ラジオ波はX線よりも9～11桁エネルギーが低いことになります。
従って、非常に手エネルギーで基本的に人に害のない電磁波です。
また、身体の厚み、スケールに対して
ラジオ波の波長が長いので、共鳴散乱や吸収が生じにくく、
一般的に体があっても透過性の高い電磁波です。
従って、身体の中で光子を使って非侵襲で分析するためには
電子のスケールの短い波長の電磁波を使うか？
身体の幅よりも長い波長の電磁波(電波)を使うか？
両極端な選択となります。
ただし、ラジオ波の場合は波長が圧倒的に長いため
光線としてレンズで集光したりできないので
空間分解能がありません。
従って、MRI測定のラジオ波の役割りは
「一定の電磁場を作り出す」という「場、空間」としての役割と
プロトンのスピン軸を揃えるという役割と、
同時に付加する磁場との干渉の役割という事になります。
基本的にメートル単位の身体全体、あるいは一部を測るとなると
付加する磁場も光のように絞って、空間分解能を持たせることができません。
では、どうやって特定の位置の特定の信号を受光機器は検出できるか？
それは、xyzという3次元空間において
別の強度の磁場(勾配)をかけて、
それぞれの軸特有パラメータでの信号が生まれる事で
その交点となる座標が任意に定まります。
初めにz軸に対してベースとなる磁場勾配をかけます。
そうするとラモーア共鳴周波数（Larmor Frequency）に応じて
身体に遍在するプロトンが励起状態になり、
基底状態に戻る緩和過程において失ったエネルギーに応じた
電磁波、ラジオ波を放出します。
ラモーア共鳴周波数（Larmor Frequency）は
ν=γ(B0+Bg)
ν はラモーア共鳴周波数（Larmor Frequency）です。
γ はプロトンのギャマ（gyromagnetic ratio）です。
プロトンの場合、これは約42.58 MHz/T です。
B0は主磁場の強さです。
Bgは勾配磁場の強さで、通常は時間的に変化することがあります。
これで示されます。
ラジオ波の周波数(波長)は一定ではなく、ガウシアン分布に基づく、
一定の半値幅を持っています。
共鳴周波数も磁場勾配によって微妙に変わります。
従って、Z軸方向で共鳴するスライスに厚さ成分が生まれます。
このZ軸の磁場は主磁場といわれ、
X軸やY軸の磁場に比べて顕著に高い磁場がかけられます。
この磁場が大きければ、x軸、y軸も含めて勾配を高くとれるため、
空間分解能が上がります。
今、多くの臨床MRIで利用されているのが1.5テスラ(T)です。
高解像度では3テスラ(T)になります。
研究用では7テスラ（T）、9.4テスラ（T） 11.7テスラ（T）となります。
この磁場強度はベースとなる磁場の為、
制御性の難しさなど負の因子も考えられますが、
基本的にはSN比の向上や3軸の磁場勾配を原理的に高められることから
解像度がそれに応じて完全に比例(ボクセルとして3乗)ではなくても向上します。
例えば、3Tの高解像度用では
磁場発生コイルの種類と性能、
スキャンパラメータ(フィールドオブビュー（FOV）、マトリックスサイズ、スライス厚、スキャン時間）
撮像シーケンス(T1、T2、プロトン密度など）
などの条件によって解像度は異なりますが、
1次元解像度では(ボクセルの一辺)0.3mm～1mm程度です。
今、高磁場強度MRI（例えば、7T以上）は通常、
厳格な規制や倫理審査を受ける研究施設で使用され、
長期的な影響については継続的に調査されています。
従って、MRIではその性能や安全性に関しては
CTでは電磁波律速(X線)ですが、MRIでは主磁場の強度律速になっています。
--
この解像度に影響を与えるZ軸の主磁場で入射ラジオ波とは異なる
特定の波長のラジオ波がプロトンの励起状態から基底状態への緩和過程の
エネルギー消失に伴い放出されます。
これによってxy平面としての位置差別的な信号検出が可能になります。
これに対して、点として座標G(x,y,z)を決定するためには
x軸からの別の磁場勾配による波長シフト
y軸からの別の磁場勾配による位相シフト
これらによって位置特異的な波長と位相情報を取り出すことによって
座標が決定されます。
y軸ではおおよそ主磁場に対して1/100～1/30程度の
弱い勾配磁場(20-100mT/m)がかけられます。
このy軸の勾配磁場は主磁場の影響が残る状況で
スピンの回転軸の向きが揃った状態に対して、
一定の割合で磁場の強度、方向に応じて
その回転軸の角度を変える機能があります。
それによって出力されるラジオ波の位相が変わります。
x軸からの別の磁場勾配もy軸と同程度の磁場がかけられます。
そうすると磁場強度がわずかに変わるため
ラモーア共鳴周波数もそれに応じてわずかに変わります。
そのラモーア共鳴周波数が変わると
プロトンの励起状態と基底状態のエネルギー差が変わるため、
放出されるラジオ波の波長が変わります。
ω0 =γB0
ΔE=ℏω0 =ℏγB 0
この波長シフトがx軸方向の位置情報を与えます。
当然、この波長シフト量は相当するラモーア周波数の範囲が
入射するラジオ波のスペクトル内に収まる範囲のシフトでないといけません。
従って、波長と位相の情報を正確に検出器で検出すれば、
人体の中の特定の位置の水素に基づく
プロトンの緩和過程のエネルギー情報を取得することができます。
基本的にCT測定ではX線(電磁波)の透過強度を検出器で検出します。
従って、干渉した情報を取るわけではない事と
基本的に応答速度の非常に速い光子が媒体なので、
光の速度、入射信号(オンオフ)、空間分解能に応じた
時間分解能を遅延なく得る事ができます。
しかし、MRIの場合は磁場やラジオ波によって
プロトンの回転軸を動かしたり、量子状態を変える事で
2次的な信号を取り、
さらに3軸、時間を少しずらして測定します。
そういった「遅れ」があるため、
CTに比べて、原理的に時間分解能を上げにくいというデメリットがあります。
基本的に磁場は安定した発生を前提としているため、
例えば、動画(4D-MRI)を取るときにDutyを1/10にして
身体の応答速度よりも速い周期でパルス設定する事で
原理的に10倍の磁場でも安全で、
かつ、そのオフ周期を人工知能で予測して補う。
このような動画CTで考え得る技術戦略に向きにくいです。
また、こうした「遅れ(緩和過程)」物質を特定するための重要な情報です。
具体的には方向が90度異なる主磁場とラジオ波によって
体内のプロトンのスピンをその信号方向に応じて動かします。
ラジオ波はパルス信号でオンオフするため、
スピンの方向が一定周期でその方向に応じて動きます。
このスピン軸の動きには一定の時間がかかり、
その回復時間、減衰時間、この2つのパラメータが
材料特定の上で重要な情報になります。
--
私が目的とする
(S)細胞種特異的薬物送達システム
(1)特注細胞外マトリックスパッチ治療
(2)フック弾性誘導組織回復治療
(3)コラーゲン回復治療
これらの実現のためには
人体の中を安全な形で非侵襲で
電磁波、磁場、物質波(音波)などを駆使して
位置特異的物質特定、組織の「動き(4次元情報)」を取る事を目的としています。
MRIは原理的に
ラジオ波の位相、減衰時間、波長、強度を区別して拾ったとしても、
それはプロトンの情報にかぎられるため
タンパク質の種類などの多様な物質特定には至りません。
また、基本的に電子の動きやエネルギー変換を伴なう
「2次的」信号を拾うので、一定の時定数が存在します。
その「遅れ」があるため、
4次元位置情報(動画)の取得は
そういった遅れの無いCTに比べて向きにくいということがあります。
一方で、実際の技術として4D-MRIは
心臓や血流のモニターなどを実現しています(1)。
MRIはプロトンを分析するので、水の多い軟組織を分析するのに適しています。
従って、心臓、肺、脳、血管などの弾性を持つ組織の分析には
そういった点で高い解像度で分析できる可能性があります。
動画MRI(4D-MRI)では数ミリ秒まで抑えることを目指しています。
RFパルス周期の短縮、
勾配スイッチングの高速化:
受光機（コイル）の高速データ収集
画像処理の最適化
スキャンプロトコルの最適化
圧縮センシング技術の導入
これらで時間を短縮化できます。
基本的に組織の機械的特性を測るうえで重要なのは空間分解能です。
欲をいえば、小さな血管の動きも分析したいということがあります。
空間分解能は、組織の動きは肺の呼吸の動きも秒単位で
血管も心拍と同期して動くので0.6秒くらいです。
従って、1桁小さい精度くらいのコマ数で測ることができれば
計算できる、人工知能で差別化して学習できるレベルになると思われます。
そうすると、60msくらいの時間分解能です。
一方で空間分解能は最も精度がよいもので300μmくらいです。
大動脈血管径の2.5cmの0.1%の動きを見ようと思うと25μmとなるので、
分解能として1桁足りません。
従って、私の4つの技術の医療応用を実現する際の
開発項目として必要になる動的組織分析に対して
MRIでは時間分解能の技術的障壁よりも
空間分解能のそれのほうが高くなります。
これはCTでも同じで、あらゆる非侵襲の組織解析に当てはまります。
MRIではZ方向から主磁場が一定の断面積で印加され、
その磁場勾配の中でラーモア共鳴の条件を満たした領域だけ
プロトンが励起され、2次的なラジオ波が放出されます。
従って、このスライス体積全てのプロトンが
厳密に言えば、2次的なラジオ波を放出します。
そう考えると、このスライス体積が
そのスライス内にある特定の座標から出るラジオ波が
放出される体積に比べて大きいことから、
感覚的にはノイズとなる信号が多くでそうですが、
このxy軸磁場勾配によって指定されない
スライス体積内のプロトンから出るラジオ波は
位置特異的に波長や位相が異なります。
なぜなら、磁場には不安定性もあるからです。
またスピンも完全に方向が揃うわけではありません。
従って、このスライス体積内から出る
ラジオ波は光子量としては相対的に多いことには違いないですが、
波長的、位相的(時間的)にブロードとなるため、
交流信号として検出した時には
波長と位相が異なる事から強いピークは出ず、
一定のノイズレベルに強度として収まります。
一方で、x軸、y軸から多方向性を持った焦点(交わる範囲)は
位置、位相共鳴性が高まるため
体積当たりの信号強度が顕著に強くなる傾向があります。
それによって検出器で差別化して信号を受信することができます。
画像測定すべてに言える事ですが、
同じ空間分解能、ピクセル数でも、
各ピクセルごとの数字範囲が大きくなること、
すなわち、検出器の受光感度、電気回路の電気伝導性、
SNの向上などによって像が鮮明にみえるようになります。
これによって組織の動きを正確に分析することができるので、
入射系(主磁場の強度)が一定でも、
銅、アルミニウムなどの光電変換効率や
電気回路の効率性、
ソフトウェアでのノイズキャンセル技術によって
実効的な解像度を上げる事ができます。
入射系の条件において空間分解能を上げるためには
基本的にMRIのドーナツ形状は
人の身体が入る大きさは必要であり、
現時点でも、それほどスペースに余裕がないことから
入射系を検体に著しく近づける事は
今の条件を基準にするとできません。
基本的に磁場勾配を上げれば、磁力の空間変化率が多くなるため
共鳴周波数を満たす距離が小さくなります。
この磁場勾配を上げるためには距離が一定であれば、
磁力の絶対値を上げるしかないので、
基本的に一番の律速となる主磁場のテスラ数を上げるしかありません。
従って、主磁場のパワーが高ければ、
磁場勾配を上げられるため高解像度になります。
基本的に主磁場の発生は超電導磁石が使われ、
液体ヘリウム温度まで冷却する必要があります。
磁場の安定性を保つために高精度な冷却システムや保護機能が搭載されています。
従って、光信号のようにオンオフに対する追随性、安定性はありません。
その様な介入は装置の寿命を著しく低下させます。
従って、原理的に連続動作のため
テスラ数を上げるのであれば、
長時間、その磁場に対して人体に害がないかを
長期的に調べる必要があります。
基本的に受光系、測定系の工夫になります。
それは結局、コントラスト比を上げる事に収束します。
主磁場の強度を上げずに、解像度を上げる方法があります。
そもそも
ラモーア共鳴周波数（Larmor Frequency）は
ν=γ(B0+Bg)
ν はラモーア共鳴周波数（Larmor Frequency）です。
γ はプロトンのギャマ（gyromagnetic ratio）です。
プロトンの場合、これは約42.58 MHz/T です。
B0は主磁場の強さです。
Bgは勾配磁場の強さで、通常は時間的に変化することがあります。
この理想的なラモーア共鳴条件を満たせば、
その分解能は極限的に小さな値になります。
なぜなら、磁場一つの値に、一つの電(磁)波周波数しか定義上ないからです。
それが「幅」を取るのはなぜか？
それは、磁場が一定ではない事と、
入射するラジオ波の周波数(波長)が一定ではない事です。
従って、入射系の磁場の値を安定化する事も一つですが、
潜在的に革新があるとすれば、
入射するラジオ波のスペクトルをレーザーのように
半値幅を極限まで小さくすれば、
必然的にラモーア共鳴を満たす磁力幅が小さくなりますから
それに応じて、空間分解能は劇的に良くなります。
では、ラジオ波の入射スペクトルの半値幅(周波数帯域)を
劇的に下げる技術を考えます。
基準発振器からの信号は、周波数シンセサイザーに入力されます。
周波数シンセサイザーは、基準周波数を所望のラーモア周波数に変換します。
MRIの周波数シンセサイザーによって生成されたラジオ波の波長半値幅を下げるために
技術因子を整理します。
1. 高精度基準発振器の使用
基準発振器の安定性と精度を向上させることが必要です。
これには、以下の方法が考えられます。
◎超高安定水晶発振器（OCXO：Oven-Controlled Crystal Oscillator）:
温度制御された環境で動作する水晶発振器により、
温度変化による周波数ドリフトを最小限に抑えることができます。
-
◎ルビジウム発振器:
ルビジウム発振器は非常に高い周波数安定性を持ち、
長期的なドリフトを大幅に減少させることができます。
-
◎レーザー発振器:
光周波数コムを利用したレーザー発振器は、
超高精度の周波数基準を提供できます。
従って、最も大元の高精度基準発信器の周波数精度を高める事です。
2. フェーズロックループ（PLL）の改良
PLL技術の改良により、周波数シンセサイザーの出力周波数の
安定性と精度を向上させることができます。
◎高品質のPLLループフィルター:
ノイズ性能を最適化するために、低ノイズかつ
高品質のフィルターを使用します。
-
◎高スループットおよび低ノイズのVCO（Voltage-Controlled Oscillator）:
VCOの性能を向上させることで、出力周波数の安定性を確保します。
-
◎低ジッターのデジタル制御回路:
デジタル制御回路のジッターを低減し、
出力信号の安定性を向上させます。
これらは基準発信機からの電磁波を目的とする
主磁場パワーのプロトンラモーア周波数に
周波数シンセサイザーによって変換時に
出力される周波数の安定性、精度に貢献する技術です。
3. 高精度フィルタリング
RF信号のフィルタリングをより高精度に行うことで、
不要な高調波成分やノイズを除去します。
◎超高Q値のフィルター:
高Q値（Quality Factor）のフィルターを使用して
、特定の周波数帯域以外の成分を効果的に除去します。
-
◎デジタル信号処理（DSP）:
デジタルフィルタリング技術を駆使し、
アナログノイズの影響を最小限に抑えます。
周波数シンセサイザーによって変換された周波数を持つ
ラジオ波の余分な周波数(波長)成分を
フィルターによってカットする技術です。
この質を高める事で、目的の周波数に収斂でき、
結果、半値幅を下げる事ができます。
4. 環境ノイズの低減
システム全体の環境ノイズを低減するための対策を講じます。
◎シールドルーム:
外部の電磁ノイズからシステムを保護するために、シールドルームを使用します。
ー
◎電源のクリーンアップ: 高品質の電源フィルターとノイズ除去装置を使用して、
電源からのノイズを除去します。
具体的には周波数ドリフトによって
RFオシレーターや周波数シンセサイザーの周波数安定性に悪影響を与えます。
フェーズノイズはラジオ波の周波数スペクトルにサイドバンドノイズを追加します。
振幅ノイズは、ラジオ波のスペクトルにおける信号強度の変動を引き起こします。
外部の電磁干渉（EMI）やラジオ周波数干渉（RFI）は、ラジオ波のスペクトルに不要な成分を追加します。
従って、入射発生機器に入る電磁ノイズなどの環境ノイズを
できるだけ遮断する事がベースとして求められます。
5. 温度制御
システム全体の温度を精密に制御することで、
温度変動による周波数ドリフトを最小限に抑えます。
熱制御システム:
システム全体を一定の温度に保つための冷却および加熱装置を導入します。
理想的な温度範囲
1. 発振器の最適温度
温度制御型発振器（OCXO）:
多くの高精度発振器（OCXO：Oven-Controlled Crystal Oscillator）は、
50°C前後で動作するように設計されています。
この温度範囲で、温度変動による周波数ドリフトを最小限に抑えることができます。
標準水晶発振器:
標準的な水晶発振器の場合、20°Cから30°Cの範囲が一般的に
安定動作が期待できる温度範囲です。
2. 周囲環境の影響を考慮
温度安定性: 温度変動が少ない環境が理想的です。特
に、温度制御された室内での使用が推奨されます。
電子機器の最適温度:
一般的な電子部品は、20°Cから25°Cの範囲で最も安定して動作します。
この範囲は、電子部品の温度特性を最適化するためのものであり、
全体のシステム安定性を向上させます。
具体的な温度設定
高精度発振器（OCXO）使用の場合: 50°C前後（±0.1°Cの範囲で温度制御）。
標準的なシステムの場合: 20°Cから25°Cの範囲（±0.5°Cの範囲で温度制御）。
温度制御の方法
温度制御装置（Thermal Control Unit）
高精度の温度制御装置を使用して、発振器および主要電子部品の周囲温度を一定に保ちます。
冷却装置（チラー）やヒーターを組み合わせたシステムを導入し、±0.1°C以内の温度変動を抑制します。
断熱材の使用
外部の温度変動を最小限にするために、発振器やシステム全体を断熱材で覆います。
これにより、急激な温度変化を防ぎます。
環境温度のモニタリング
継続的に環境温度をモニタリングし、
温度変動が発生した場合に即座に対応できるようにします。
各装置ごとに最も安定に動作する最適温度と
その温度を精度よく一定に保つシステムが必要になります。
6. アクティブ周波数制御
リアルタイムで周波数の安定化を行うためのアクティブ制御技術を導入します。
フィードバック制御システム:
周波数の変動をリアルタイムで検出し、
適切な補正を行うフィードバック制御システムを使用します。
このリアルタイム制御システムは
狭い帯域幅では、わずかな周波数変動にも即座に対応する必要があり、
フィードバック制御システムの応答速度や精度が要求されます。
従って、結果として桁で入射ラジオ波の半値幅を下げる事が出来たら
原理的に解像度をそれに応じて高められますが、
その周波数帯域のスペクトルを長い間、ノイズ、
装置変動などに対して安定的に出力する事が同時に、桁で難しくなります。
しかし、このアプローチは
主磁場を上げずにMRIの空間分解能を上げる最も有効な方法なので
そうした入射系の精緻な調整技術は追究する価値のあることです。
(参考動画)
(1)
UCalgaryMedicine
Blood Moving Through the Heart - 4D Flow
https://www.youtube.com/watch?v=sMeaD3Jh64E
登録:
コメントの投稿 (Atom)
0 コメント:
コメントを投稿