JP3702399B2

JP3702399B2 - Magnetic resonance equipment

Info

Publication number: JP3702399B2
Application number: JP01269798A
Authority: JP
Inventors: 良孝尾藤; 智嗣平田
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1998-01-26
Filing date: 1998-01-26
Publication date: 2005-10-05
Anticipated expiration: 2018-01-26
Also published as: JPH11206735A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴測定方法及び磁気共鳴装置に関し、特に高周波磁場コイルにより測定部位の位置情報である空間情報を磁気共鳴信号に付加するに好適な高周波磁場コイルに関する。
【０００２】
【従来の技術】
一般に、磁気共鳴装置は、高周波磁場コイルに高周波電流を通電して高周波磁場を発生させ、これにより測定対象に磁気共鳴現象を誘起するとともに、傾斜磁場コイルにより測定対象に傾斜磁場を印加して磁気共鳴信号に空間情報を付加し、その磁気共鳴信号を高周波磁場コイルを用いて検出し、検出した磁気共鳴信号を用いて画像の再構成を行うものである。
【０００３】
すなわち、磁気共鳴信号に空間の位置情報に相当する空間情報を付加する方法としては、従来、直交する３軸方向の傾斜磁場を印加する方法が主流である（例えば、「ＮＭＲ医学」の第３章、日本磁気共鳴医学会編、丸善、1991年）。そして、高周波磁場コイルは、極端にSNR（信号対雑音比）を上げる場合や領域選択スペクトルを得る場合を除いて、空間的に均一な高周波磁場の発生分布および感度分布が得られるように設計される。
【０００４】
一方、上述のように空間情報の付加を傾斜磁場により行う方法の他に、空間情報の付加を高周波磁場により行う方法として、ジャーナルオブマグネチックレゾナンス誌、シリーズＡ、107号、40-49頁、1994年に記述されている方法がある。この方法では、空間的に不均一な高周波磁場を発生するためのシングルターンの高周波磁場コイルと、信号検出用に通常の鞍型コイルを組み合わせ、シングルターンコイルに近いほど発生する高周波磁場が強くなることを利用して、シングルターンコイルからの距離情報を磁気共鳴信号に付加し、シングルターンコイルと直交する方向でのプロファイルを再構成している。また、２次元画像については、測定対象を回転して各方向で得られたプロファイルから再構成している。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
傾斜磁場を用いて磁気共鳴信号に空間情報を付加する方法によると、傾斜磁場を駆動するために強力な駆動装置が必要となるため、使用電力が多く、かつ傾斜磁場コイルを駆動する際に発生する騒音が問題となる。
【０００６】
一方、シングルターンコイルを用いて高周波磁場により空間情報を付加する方法では、測定対象を回転させなければ２次元の画像が得られないから、測定対象が人体の場合には負担がかかるという問題点がある。
【０００７】
本発明は、傾斜磁場を使用しないで、かつ測定対象を回転しないで、磁気共鳴信号に空間情報を付加する磁気共鳴計測方法及び磁気共鳴装置を提供することを課題とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
上記課題は、指向性（不均一な感度分布）を有する送信コイルを測定対象周りに回転させて高周波磁場を発生し、かつ指向性を有する受信コイルを測定対象周りに回転させて磁気共鳴信号を受信し、送信コイルの励起時の回転角と受信コイルの受信時の回転角の組合せで磁気共鳴信号に空間情報を付加することにより、解決することができる。
【０００９】
すなわち、指向性を有する高周波磁場を任意の角度位置で印加して測定対象を励起し、これにより発生する磁気共鳴信号を、受信コイルを回転させながら、その回転角度位置に対応づけて受信することにより、１次元の空間情報を付加した磁気共鳴信号が得られる。この操作を、高周波磁場を印加する角度位置をずらしながら１回転することにより、２次元の空間情報を付加した磁気共鳴信号が得られる。その結果、傾斜磁場を使用しないで、かつ測定対象を回転しないで、磁気共鳴信号に空間情報を付加することができるから、傾斜磁場の電力や、傾斜磁場が発生する騒音を抑えることができ、かつ測定対象を回転することに伴う問題を解決できる。また、送信コイルと受信コイルは、同一のコイルを兼用することができる。
【００１０】
送信コイル及び受信コイルを回転させる装置は、次のように構成することがでる。
まず、送信コイルと受信コイルを、回転自由に支持された中空の円筒体に配設し、その円筒体を軸周りに回転させる機械的な駆動機構を備えることにより実現できる。この場合において、送信コイルを複数設ければ、複雑な強度分布の高周波磁場を形成することができ、また受信コイルを複数設ければ、所望の感度分布を形成することができる。
【００１１】
一方、機械的な回転機構に代えて、送信コイルと受信コイルを、中空の円筒体の周方向に沿って角度位置をずらして配列されたそれぞれ複数の単位コイルと、高周波電流を流す単位コイルを選択するスイッチ手段とを備えた電気的な回転機構を用いることができる。つまり、スイッチ手段により、高周波電流を流す単位コイルを順次選択することにより、送信コイルが発生する高周波磁場の回転角を変化させることができる。同様に、磁気共鳴信号を受信する単位コイルを順次選択することにより、受信コイルの受信回転角を変化させることができる。これによれば、機械的な回転駆動手段が不要になる。
【００１２】
上記のいずれの場合においても、周知の高周波磁場コイルのように、送信コイルと受信コイルを同一のコイルで形成することができる。そして、高周波磁場コイルを機械的または電気的に回転しながら、磁気共鳴信号を計測し、高周波磁場強度の空間的な不均一性から逆変換を施して磁気共鳴信号の空間情報を得て、画像を再構成することが可能となる。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図面に基づいて説明する。
（第１実施の形態）
図１に、本発明の特徴に係る高周波磁場コイルの第１実施の形態の概略図を示す。図において、高周波磁場コイル１３は、中空の円筒体に形成された非導電性のボビン１の表面部にコイル２を配設して形成されている。ボビン１は、図示していない手段により回転自由に支承され、かつ内部空間に測定対象を配置可能な中空状に形成されている。コイル２は、ボビン１の表面部に軸方向に沿って長く配設されたループ状の導線３と、その導線３のループの両端部に挿入されたコンデンサ４とから形成されている。このコンデンサ４の容量を調整することにより、コイル２の共振周波数が調整される。このコイル２に高周波電流を供給し、あるいはコイル２に流れる高周波電流（磁気共鳴信号）を取り出すため、ボビン１の一端部に導電性の１対のリング５ａ、５ｂが取付けられている。これらのリング５ａ、５ｂに導線３の両端が接続され、かつこれらのリング５ａ、５ｂに外部引出導線６（６ａ、６ｂ）が接触させて設けられている。また、ボビン１の端部の内周面に回転シャフト７が係合されており、回転シャフト７を図示矢印の方向に回転して、ボビン１を測定対象周りに回転するように形成されている。ボビン１と回転シャフト７の係合は、例えば、歯車を用いて実現できる。また、コイル２の図示幅Ｗは、強い指向性を持った高周波磁場分布を形成して分解能を高める観点から、同様に、強い指向性を持った受信感度分布を形成して分解能を高める観点から、狭くすることが好ましい。
【００１４】
図２に、図１のように形成された高周波磁場コイルを適用した磁気共鳴装置の全体構成図を示す。図において、図１と同一の構成部品には、同一の符号を付して説明を省略する。図２に示すように、静磁場Ｈ０を発生する静磁場発生磁石１１により形成された磁場内に測定対象１２が置かれる。高周波磁場コイル１３は、図１に示したものと同一のものであり、高周波磁場の発生と測定対象１２から生じる磁気共鳴信号を検出するためのものである。高周波磁場コイル１３は、回転シャフト７を介して高周波磁場コイル回転装置２４に連結されている。計算機１８は、各磁場の発生タイミングおよび強度の制御と測定された磁気共鳴信号に基づいて画像再構成等のデータ演算処理を行うものであり、その結果に基づいて必要なデータがディスプレイ１９に表示される。
【００１５】
なお、図２において、ｘ方向、ｙ方向およびｚ方向の傾斜磁場をそれぞれ発生させるための傾斜磁場コイル１４、１５、１６と、各傾斜磁場発生コイル１４、１５、１６に電流を供給するための傾斜磁場駆動装置１７が示されているが、傾斜磁場を用いない計測方法のみを実施する場合には不要である。また、図２では、高周波磁場コイル回転装置２４を磁石の外部に配置しているが、これは通常のステッピングモーターが強磁場中で正確に動作しないためである。これを例えば超音波モーターなどの他の駆動装置に変えれば、磁場中に置くことも可能となる。
【００１６】
次に、図１，２の実施の形態の動作概要を説明する。まず、測定対象１２の核スピンを励起する高周波磁場Ｈ１は、シンセサイザ２０により発生させた高周波を変調装置２１で波形整形、電力増幅し、外部引出導線６を通じて高周波磁場コイル１３のコイル２に電流を供給して発生させる。そして、高周波磁場コイル回転装置２４で発生させた駆動力をシャフト７を通じて高周波磁場コイル１３に伝達して回転させる。これにより、強い指向性の空間分布を有する高周波磁場Ｈ１が高周波磁場コイル１３の回転に伴って、測定対象１２の周りを回転する。なお、回転角、回転するタイミングなどは計算機１８に予めプログラムされ、撮影シーケンスに沿って制御される。
【００１７】
一方、測定対象１２から発生される磁気共鳴信号は、受信コイルを兼ねる高周波磁場コイル１３により受信され、外部引出導線６を通じて増幅器２２で増幅、検波装置２３で検波された後、計算機１８に入力される。計算機１８は演算後、演算結果をディスプレイ１９に表現する。なお、計算機１８は予めプログラムされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。このプログラムの内、特に高周波磁場、必要な場合の傾斜磁場、信号受信のタイミングや強度を記述したものはパルスシーケンスと呼ばれている。
【００１８】
ここで、図３に示した測定シーケンスに基づいて、本発明の特徴である高周波磁場コイル１３を用いて磁気共鳴信号に空間情報を付加する測定方法の一例について説明する。まず、高周波磁場コイル１３の回転角を任意の初期角度に設定し、これに高周波磁場パルス３１を印加して、測定対象に磁気共鳴現象を誘起させる。次に、高周波磁場コイル１３の回転角を図示実線のように変化させながら１回転させ、これに対応した磁気共鳴信号３２を取得する。得られた磁気共鳴信号のデータの内、データ取得の際に回転角を変化させたデータから、励起位置を１つ固定したときのプロファイルを再構成することにより、１次元のプロファイルが得られる。上記の操作を、高周波磁場パルス３１を印加するときの高周波磁場コイル１３の回転角を、図示破線のように順次変化させて１回転するまで複数回繰り返す。これにより、２次元のプロファイルが得られる。
【００１９】
この様子を図４を用いて説明する。図４（ａ）は、図１のボビン１の軸方向からみた高周波磁場コイル１３の回転角と、磁場強度及び受信感度の空間分布との関係を示している。図において、符号４１、４２、４３は高周波磁場コイル１３の回転角位置に対応する送信コイルとしての高周波磁場分布又は受信コイルとしての感度分布を示している。それらから明らかなように、高周波磁場コイル１３の磁場分布と感度分布は、いずれもコイル面に垂直な方向に強い指向性を有している。同図（ｂ）は、励起時の高周波磁場の感度分布を示している。例えば、曲線４４は、高周波磁場コイル１３を回転角位置４１のときに励起し、かつ回転角位置４１のときに磁気共鳴信号のデータ取得を行ったときの感度分布である。同様に、曲線４５，４６は、高周波磁場コイル１３を回転角位置４１のときに励起し、回転角位置４２，４３のときに磁気共鳴信号のデータ取得を行ったときの感度分布である。つまり、一の回転角位置で励起した後、回転角位置を変化させながら受信すると、感度分布が異なることを利用して、磁気共鳴信号に空間情報を付加することができる。したがって、図４のような感度分布を用いて計測データを逆変換すれば、一の励起位置におけるプロファイル（１次元）が作成できる。そして、次の励起時に高周波磁場コイル１３を所定角度回転させて、高周波磁場の空間分布が異なる同様の計測データを得て、前記１次元のプロファイルに逆変換を施すことにより、２次元の画像を再構成することができる。
【００２０】
上述したように、本実施の形態を用いた計測方法によれば、傾斜磁場を使用することなく画像を測定することが可能となる。これにより、省電力化および低騒音化も可能となる。なお、傾斜磁場を有する磁気共鳴装置を用いる場合は、励起高周波磁場パルス３１の印加と共に、ｚ方向にスライス傾斜磁場を印加することで、ｚ方向の選択励起が可能となり、３次元の画像を計測することができる。
【００２１】
ここで、図１に示した高周波磁場コイルの変形例について説明する。
図１に示した高周波磁場コイル１３は、本発明の本質的な特徴である送信コイルの磁場分布と受信コイルの受信感度分布を回転させる機構について概念的に示したものであり、図に示した以外の機構を採用できることは言うまでもない。例えば、図に示したコイル２は１個の１重のループで示したが、図５に示すように複数のループにすると、感度を向上することができる。また、回転軸方向に複数のコイルを配置し、ダイオード等を用いて選択して高周波電流を流す機構を付加することにより、軸方向における高周波磁場の分布を変化させることも可能になる。
【００２２】
また、図１ではコンデンサ２がループの中に入る構成となっているが、この構成に限らない。
【００２３】
また、図１の高周波磁場コイル１３は送受信を同一のコイル２で行うものであるが、送受信を別々のコイルに分けても良い。これにより、送信時の高周波磁場の空間分布と受信時の高周波磁場の感度分布を異ならせることが可能となる。
【００２４】
また、測定対象との接触を抑えるようにボビン１の周りに筐体を設けても良い。また、回転量を正確に制御するためにシャフト７の先端に歯車を設け、ボビン１の内側にその歯車と噛み合う溝などを切ってもよい。なお、高周波磁場コイルを回転させる方法はこれに限らないことは言うまでもない。また、ボビン１上のリング５ａ，５ｂにより導線３と導線６ａ，６ｂとを接続しているが、このリング５ａ，５ｂはコンデンサとして作用する。この影響を減少させるためには、リング５ａ，５ｂを図６に示すように、ボビン１からはずして独立した小さなボビン８上に配置し、リングの大きさを減少させることができる。
【００２５】
（第２実施の形態）
図７に、本発明の特徴に係る高周波磁場コイルの第２実施の形態の概略構成図を示す。同図において、高周波磁場コイル１３’は、中空の円筒体に形成された非導電性のボビン１の表面部の全周にわたって複数の単位コイル２’を配設して形成されている。ボビン１は、内部空間に測定対象を配置可能な中空に形成され、図示していない装置本体に固定して設けられている。単位コイル２’は、ボビン１の表面部に軸方向に沿って配設されたループ状の導線３’と、その導線３’のループの両端部に挿入されたコンデンサ４’とから形成されている。このコンデンサ４’の容量を調整することにより、単位コイル２’の共振周波数が調整される。この単位コイル２’に高周波電流を供給し、あるいは単位コイル２’に流れる高周波電流（磁気共鳴信号）を取り出すため、各単位コイル２’はスイッチング回路９を介して導線６ａ，６ｂに接続されている。各スイッチング回路９は、制御線１０を介して計算機１８から送られてくる制御信号に応じて開閉されるようになっている。なお、図では簡略化のため、導線３’と導線６の接続および制御線１０の一部を省略して示している。
【００２６】
このように形成された高周波磁場コイル１３’は、スイッチング回路９を用いて、どのコイルに電流を流すかを選択することにより、高周波磁場分布及び受信感度分布を電気的に回転するようにしたものである。通常、スイッチング回路９としてはＰＩＮダイオードを用い、ダイオードへの通電で回路のオンオフを決定している。なお、このスイッチング回路９自体の構成については、例えば「ＮＭＲ医学」磁気共鳴医学会編、丸善、１９９１年の４章に詳述されている。このようにして、単位コイル２’を１つづつ順番に選択していけば、電気的に高周波磁場コイル１３’を回転することが可能となる。
【００２７】
なお、図７では、高周波磁場コイルを複数の単位コイル２’で円筒状に構成し、該複数のコイルの一部のコイルを選択し、選択したコイルにのみ高周波電流を通電する機構を概略的に示したもので、この構成に限らないことは言うまでもない。例えば、図に示した個数、縦横比のコイルでなくてもよい。また、図では送受信を同一の高周波磁場コイルで行う構成であるが、送受信で別々の高周波磁場コイルを用いる構成であっても良い。これにより、送信時の高周波磁場の空間分布と受信時の高周波磁場の感度分布を異ならせることが可能となる。また、図では円筒の軸方向には一列のコイルしかないが、複数の列からなっていても良い。これにより軸方向の高周波磁場の空間分布も変化させることが可能となる。また、図１に示した機械的な回転機構を付加しても良い。これにより、複数のコイルのピッチで決まっている高周波磁場の空間分布の回転精度を、さらに細かく制御可能となる。
【００２８】
図８に、図７の高周波磁場コイル１３’を用いた磁気共鳴装置の全体構成図を示す。図２との相違点は、図２中の高周波磁場コイル回転装置２４およびシャフト７がなく、その代わりにスイッチング回路９を制御するためのコイル選択信号２５が付加される点である。
【００２９】
本装置の動作の概要における相違点は、図２では所望の高周波磁場Ｈ１の空間分布が得られるように、高周波磁場コイル１３を高周波磁場コイル回転装置２４で発生させた駆動力をシャフト６を通じて伝達して回転させていたが、本実施の形態では、計算機１８からスイッチング回路９を制御するコイル選択信号２５が出力される点が異なる。なお、選択するコイル、通電するタイミング等は計算機１８に予めプログラムされ、制御される。なお、図では傾斜磁場コイルおよび傾斜磁場駆動装置が記載されているが、傾斜磁場を用いない計測方法のみを実施する装置では、これらは必要ないのは、前記実施の形態の場合と同様である。
【００３０】
（第３の実施の形態）
図９に、本発明の高周波磁場コイルを用いた測定方法の他の実施の形態の測定シーケンスを示す。まず、高周波磁場パルス３１を印加し、測定対象に磁気共鳴現象を誘起する。次に、傾斜磁場コイルを用いて、高周波コイル１３，１３’の円筒軸方向（ｚ方向）にディフェーズ傾斜磁場３３を印加し、次いでリフェーズ傾斜磁場３４を反転しながら繰返し印加し、その反転に同期させて高周波磁場コイルの回転角を変化させて、磁気共鳴信号３２の計測を繰り返す。ここで、ｚ方向の傾斜磁場３４は、いわゆるリードアウト磁場として機能する。この操作を、高周波磁場パルスを印加して励起するときの高周波磁場コイルの回転角を変化させて繰り返す。取得された磁気共鳴信号のデータを、まずｚ方向にフーリエ変換してｚ方向のプロファイルを得る。次に、得られたデータの内、データ取得の際に回転角を変化させて得られたデータから、励起角度位置を１つ固定したときのプロファイルを再構成する。最後に、高周波磁場コイルを励起時に回転させた場合の高周波磁場の空間分布を用いて、得られたプロファイルに逆変換を施し、画像を再構成する。これにより３次元画像が得られる。この方法によれば、ｚ方向の傾斜磁場３３、３４のみを使うことになるが、ｘ，ｙ方向の傾斜磁場は用いないことから、傾斜磁場コイルを駆動するのに要する電力の低減、騒音の抑制が可能となる。
【００３１】
（第４の実施の形態）
図１０に、本発明の高周波磁場コイル１３，１３’を用いた磁気共鳴測定方法の他の実施の形態の測定シーケンスを示す。図示のように、励起用の高周波磁場パルス３１を印加し、測定対象に磁気共鳴現象を誘起する。次に、励起用の高周波磁場パルス３１よりもパルス幅の狭い高周波磁場パルス３５を所定の量（回数）印加した後、磁気共鳴信号３２のデータ取得を行う。この操作を、高周波磁場コイルの回転角を変化させて繰り返す。取得されたデータの内、高周波磁場パルス３５の印加量を変化させたデータから、高周波磁場コイルの回転角を固定したときに発生される高周波磁場および感度に応じたプロファイルを再構成する。さらに、高周波磁場コイルを回転させた場合の高周波磁場および感度の空間分布（図４）を用いて、得られたプロファイルに逆変換を施し、画像を再構成する。
【００３２】
なお、高周波磁場パルス３５の印加量（印加回数）を変化させて得られたデータからプロファイルを再構成する処理についてはジャーナルオブマグネチックレゾナンス誌、シリーズＡ、１０７号、４０−４９頁、１９９４年に詳述されている。この方法によれば、傾斜磁場を使用することなく２次元画像を測定することが可能となる。これにより、省電力化および低騒音化も可能となる。なお、コイルの回転角の設定方法として、順序通りに設定する場合、高周波磁場コイル回転装置への負荷の低減とプログラミングの簡略化が可能となる。また、なるべく励起領域が重ならないようにとびとびに設定する場合、磁化の回復が早くなりＳＮＲの向上が可能となる。
【００３３】
（第５の実施の形態）
図１１に、本発明の高周波磁場コイル１３，１３’を用いた測定方法の他の実施の形態の測定シーケンスを示す。図示のように、励起用の高周波磁場パルス３１を印加し、測定対象に磁気共鳴現象を誘起する。次に、ｚ方向にディフェーズ傾斜磁場３３を印加し、リフェーズ傾斜磁場３４を反転印加しながら、高周波磁場パルス３１よりも幅の狭い高周波磁場パルス３５を所定の量印加し、磁気共鳴信号３２の計測を繰り返し行う。この操作を、高周波磁場コイルの回転角を、図中に点線で示したように、変化させて繰り返す。取得されたデータを、まず、ｚ方向にフーリエ変換してｚ方向のプロファイルを得る。次に、高周波磁場パルス３５の印加量を変化させたときに得られたデータから、高周波磁場コイルの回転角を固定したときに発生される高周波磁場および感度に応じたプロファイルを再構成する。さらに、高周波磁場コイルを回転させた場合の高周波磁場および感度の空間分布（図４）を用いて、得られたプロファイルに逆変換を施し、画像を再構成する。この方法によれば、ｚ方向の傾斜磁場３３、３４のみを使うことになり、ｘ、ｙ方向の傾斜磁場を駆動するのに要する電力の低減、騒音の抑制が可能となる。
【００３４】
（第６の実施の形態）
図１２に、本発明の高周波磁場コイルを用いた測定方法の他の実施の形態の測定シーケンスを示す。この測定法は、人体を測定対象としたときの皮下脂肪からの信号を飽和させる技術に、本発明の高周波磁場コイルを用いたもので、通常の画像の測定方法の前処理として行うものである。まず、図示のように、傾斜磁場コイルを回転しながら励起用の高周波磁場パルス３１を印加する。これにより測定対象の内、円筒状の領域を選択的に励起する。この後、ディフェーズ傾斜磁場３３を印加し、通常の撮影シーケンスである測定シーケンス４０を実行して、測定対象の所望の観測平面の２次元画像を得る。つまり、通常の測定シーケンス４０は、図１３に示すように、励起用の高周波磁場パルス３１とｚ方向のスライス選択傾斜磁場３６の印加により、観測したい平面内の核スピンを選択的に励起する。次いで、位相エンコード傾斜磁場３７を印加してｙ方向の空間情報を付与すると同時に、ｘ方向のディフェーズ傾斜磁場３３とリフェーズ傾斜磁場３４を順次印加してｘ方向の空間情報を付与して磁気共鳴信号３２の計測を行う。この操作を、位相エンコード傾斜磁場３７の強度を変えながら複数回実行し、得られる磁気共鳴信号３２に基づいて２次元画像を得る。
【００３５】
このような本発明に係る測定シーケンスによれば、皮下脂肪からの信号を飽和させる場合に、傾斜磁場の高速なスイッチングを行うことなく選択飽和が可能となる。すなわち、従来、皮下脂肪からの信号を飽和する技術しては、スライス傾斜磁場を印加しながら飽和パルスを印加する操作を、数回繰り返す方法が行われていた。この場合、全体の撮影時間を短縮するために、強力な傾斜磁場を高速にスイッチングすることが行われていたが、図１２の実施の形態によれば、皮下脂肪からの信号を飽和させるために傾斜磁場を高速でスイッチングする必要がない。そのため、傾斜磁場駆動に要する電力の低減、騒音の抑制が可能となる。
【００３６】
また、従来、円筒状の領域を選択するために板状の選択領域で近似していたのが、本方法により円筒状の領域を正確に選択可能となる。なお、図７に示した電気的な回転を行う高周波磁場コイル１３’を用いた場合は、図１２に示した傾斜磁場コイルの回転角は階段状に変化する。
【００３７】
上述した本発明に係る高周波磁場コイルを用いた磁気共鳴測定方法は、上記の実施の形態に限られるものではなく、例えば、励起用の高周波磁場パルスだけでなく、反転高周波磁場パルスを加える方法にも適用できる。
【００３８】
【発明の効果】
以上の説明したように、本発明によれば、傾斜磁場を使用しない測定方法もしくは傾斜磁場駆動に要する電力の低減および騒音の抑制が可能な測定方法又は装置を実現できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係る高周波磁場コイルの一実施の形態の概略構成図である。
【図２】図１の高周波磁場コイルを適用してなる磁気共鳴装置の一実施の形態の全体構成図である。
【図３】図２の磁気共鳴装置を用いた磁気共鳴測定法の一実施の形態の測定シーケンスを示す図である。
【図４】図１の高周波磁場コイルを回転させたときに得られる高周波磁場分布と感度分布を表す図である。
【図５】図１の高周波磁場コイルの変形例を示す図である。
【図６】図１の高周波磁場コイルの他の変形例を示す図である。
【図７】本発明に係る高周波磁場コイルの他の一実施の形態の概略構成図である。
【図８】図８の高周波磁場コイルを適用してなる磁気共鳴装置の一実施の形態の全体構成図である。
【図９】図８の磁気共鳴装置を用いた磁気共鳴測定法の一実施の形態の測定シーケンスを示す図である。
【図１０】本発明に係る磁気共鳴装置を用いた測定法の他の実施の形態の測定シーケンスを示す図である。
【図１１】本発明に係る磁気共鳴装置を用いた測定法の更に他の実施の形態の測定シーケンスを示す図である。
【図１２】本発明に係る磁気共鳴装置を皮下脂肪からの信号を飽和させる測定法に適用した実施の形態の測定シーケンスを示す図である。
【図１３】図１２の通常の測定シーケンスを示す図である。
【符号の説明】
１ボビン
２コイル
３導線
４コンデンサ
５、５ａ、５ｂリング
６、６ａ、６ｂ外部引出導線
７回転シャフト
８ボビン
９スイッチング回路
１０制御線
１１静磁場発生磁石
１２測定対象
１３、１３’ 高周波磁場コイル
１４、１５、１６傾斜磁場コイル
１７傾斜磁場駆動装置
１８計算機
１９ディスプレイ
２０シンセサイザ
２１変調装置
２２増幅器
２３検波装置
２４高周波磁場コイル回転装置
３１励起高周波磁場パルス
３２磁気共鳴信号
３３ディフェーズ傾斜磁場
３４リフェーズ傾斜磁場
３５高周波磁場パルス[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a magnetic resonance measurement method and a magnetic resonance apparatus, and more particularly to a high-frequency magnetic field coil suitable for adding spatial information, which is position information of a measurement site, to a magnetic resonance signal using a high-frequency magnetic field coil.
[0002]
[Prior art]
In general, a magnetic resonance apparatus generates a high frequency magnetic field by supplying a high frequency current to a high frequency magnetic field coil, thereby inducing a magnetic resonance phenomenon in the measurement target and applying a gradient magnetic field to the measurement target by the gradient magnetic field coil. Spatial information is added to the resonance signal, the magnetic resonance signal is detected using a high-frequency magnetic field coil, and an image is reconstructed using the detected magnetic resonance signal.
[0003]
That is, as a method of adding spatial information corresponding to spatial position information to a magnetic resonance signal, a method of applying a gradient magnetic field in three orthogonal directions has been the mainstream (for example, the third method of “NMR medicine”). Chapter, Japan Magnetic Resonance Medical Society, Maruzen, 1991). The high-frequency magnetic field coil is designed to obtain a spatially uniform generation distribution and sensitivity distribution of the high-frequency magnetic field except when the SNR (signal-to-noise ratio) is extremely increased or a region selection spectrum is obtained. The
[0004]
On the other hand, in addition to the method of adding spatial information using a gradient magnetic field as described above, as a method of adding spatial information using a high-frequency magnetic field, Journal of Magnetic Resonance, Series A, No. 107, pages 40-49, There is a method described in 1994. In this method, a single-turn high-frequency magnetic field coil for generating a spatially non-uniform high-frequency magnetic field and a normal saddle-shaped coil for signal detection are combined, and the generated high-frequency magnetic field becomes stronger as it is closer to the single-turn coil. By utilizing this fact, the distance information from the single turn coil is added to the magnetic resonance signal, and the profile in the direction orthogonal to the single turn coil is reconstructed. The two-dimensional image is reconstructed from profiles obtained by rotating the measurement object in each direction.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
According to the method of adding spatial information to a magnetic resonance signal using a gradient magnetic field, a powerful drive device is required to drive the gradient magnetic field, so it uses a lot of power and is generated when driving a gradient coil. Noise is a problem.
[0006]
On the other hand, in the method of adding spatial information using a high-frequency magnetic field using a single turn coil, a two-dimensional image cannot be obtained unless the measurement object is rotated. There is.
[0007]
An object of the present invention is to provide a magnetic resonance measurement method and a magnetic resonance apparatus that add spatial information to a magnetic resonance signal without using a gradient magnetic field and without rotating a measurement object.
[0008]
[Means for Solving the Problems]
The above problem is that a transmitting coil having directivity (non-uniform sensitivity distribution) is rotated around a measurement object to generate a high-frequency magnetic field, and a receiving coil having directivity is rotated around the measurement object to generate a magnetic resonance signal. This can be solved by receiving and adding spatial information to the magnetic resonance signal by the combination of the rotation angle at the time of excitation of the transmission coil and the rotation angle at the time of reception of the reception coil.
[0009]
That is, a high frequency magnetic field having directivity is applied at an arbitrary angular position to excite the measurement target, and a magnetic resonance signal generated thereby is received in correspondence with the rotational angular position while rotating the receiving coil. Thus, a magnetic resonance signal to which one-dimensional spatial information is added is obtained. By rotating this operation once while shifting the angular position to which the high-frequency magnetic field is applied, a magnetic resonance signal added with two-dimensional spatial information can be obtained. As a result, it is possible to add spatial information to the magnetic resonance signal without using the gradient magnetic field and without rotating the measurement object, so that the power of the gradient magnetic field and the noise generated by the gradient magnetic field can be suppressed. And the problem accompanying rotating a measuring object can be solved. Further, the transmission coil and the reception coil can be used as the same coil.
[0010]
An apparatus for rotating the transmission coil and the reception coil can be configured as follows.
First, it can be realized by arranging a transmission coil and a reception coil in a hollow cylindrical body that is freely supported for rotation, and including a mechanical drive mechanism that rotates the cylindrical body around an axis. In this case, if a plurality of transmission coils are provided, a high-frequency magnetic field having a complicated intensity distribution can be formed, and if a plurality of reception coils are provided, a desired sensitivity distribution can be formed.
[0011]
On the other hand, instead of a mechanical rotation mechanism, a transmission coil and a reception coil are each arranged with a plurality of unit coils arranged at different angular positions along the circumferential direction of the hollow cylindrical body, and a unit coil for flowing a high-frequency current. An electrical rotation mechanism having a switch means for selection can be used. That is, the rotation angle of the high-frequency magnetic field generated by the transmission coil can be changed by sequentially selecting the unit coils through which the high-frequency current flows by the switch means. Similarly, the receiving rotation angle of the receiving coil can be changed by sequentially selecting the unit coils that receive the magnetic resonance signal. This eliminates the need for mechanical rotational drive means.
[0012]
In any of the above cases, the transmission coil and the reception coil can be formed of the same coil as in a known high-frequency magnetic field coil. Then, the magnetic resonance signal is measured while mechanically or electrically rotating the high-frequency magnetic field coil, and the spatial transformation of the high-frequency magnetic field strength is inversely transformed to obtain the spatial information of the magnetic resonance signal. Can be reconfigured.
[0013]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
(First embodiment)
FIG. 1 shows a schematic diagram of a first embodiment of a high-frequency magnetic field coil according to features of the present invention. In the figure, the high-frequency magnetic field coil 13 is formed by disposing a coil 2 on the surface portion of a non-conductive bobbin 1 formed in a hollow cylindrical body. The bobbin 1 is supported in a freely rotating manner by means not shown, and is formed in a hollow shape in which a measurement object can be placed in the internal space. The coil 2 is formed of a loop-shaped conductor 3 that is long on the surface of the bobbin 1 along the axial direction, and capacitors 4 that are inserted at both ends of the loop of the conductor 3. By adjusting the capacitance of the capacitor 4, the resonance frequency of the coil 2 is adjusted. A pair of conductive rings 5 a and 5 b are attached to one end of the bobbin 1 in order to supply a high-frequency current to the coil 2 or take out a high-frequency current (magnetic resonance signal) flowing through the coil 2. Both ends of the conducting wire 3 are connected to these rings 5a and 5b, and external lead-out conducting wires 6 (6a and 6b) are provided in contact with these rings 5a and 5b. A rotating shaft 7 is engaged with the inner peripheral surface of the end portion of the bobbin 1, and the rotating shaft 7 is rotated in the direction of the arrow in the figure to rotate the bobbin 1 around the measurement target. . The engagement between the bobbin 1 and the rotary shaft 7 can be realized using a gear, for example. In addition, the illustrated width W of the coil 2 is from the viewpoint of increasing the resolution by forming a high-frequency magnetic field distribution having strong directivity, and similarly from the viewpoint of increasing the resolution by forming a reception sensitivity distribution having strong directivity. It is preferable to make it narrow.
[0014]
FIG. 2 shows an overall configuration diagram of a magnetic resonance apparatus to which the high-frequency magnetic field coil formed as shown in FIG. 1 is applied. In the figure, the same components as those in FIG. As shown in FIG. 2, the measuring object 12 is placed in a magnetic field formed by a static magnetic field generating magnet 11 that generates a static magnetic field H0. The high-frequency magnetic field coil 13 is the same as that shown in FIG. 1 and is used for generating a high-frequency magnetic field and detecting a magnetic resonance signal generated from the measurement object 12. The high-frequency magnetic field coil 13 is connected to the high-frequency magnetic field coil rotating device 24 through the rotating shaft 7. The computer 18 controls the generation timing and intensity of each magnetic field and performs data calculation processing such as image reconstruction based on the measured magnetic resonance signal, and necessary data is displayed on the display 19 based on the result. Is done.
[0015]
In FIG. 2, the gradient magnetic field coils 14, 15, and 16 for generating gradient magnetic fields in the x direction, the y direction, and the z direction, respectively, and the current for supplying the gradient magnetic field generation coils 14, 15, and 16 to each other. Although the gradient magnetic field drive device 17 is shown, it is not necessary when only a measurement method that does not use a gradient magnetic field is performed. In FIG. 2, the high-frequency magnetic field coil rotating device 24 is arranged outside the magnet, because a normal stepping motor does not operate accurately in a strong magnetic field. If this is changed to another drive device such as an ultrasonic motor, it can be placed in a magnetic field.
[0016]
Next, an outline of the operation of the embodiment shown in FIGS. First, the high-frequency magnetic field H1 that excites the nuclear spin of the measurement object 12 shapes the waveform of the high-frequency generated by the synthesizer 20 by the modulation device 21 and amplifies the power. Supply and generate. Then, the driving force generated by the high frequency magnetic field coil rotating device 24 is transmitted to the high frequency magnetic field coil 13 through the shaft 7 and rotated. Thereby, the high frequency magnetic field H <b> 1 having a strong directional spatial distribution rotates around the measurement object 12 as the high frequency magnetic field coil 13 rotates. Note that the rotation angle, the rotation timing, and the like are programmed in advance in the computer 18 and controlled in accordance with the imaging sequence.
[0017]
On the other hand, the magnetic resonance signal generated from the measurement object 12 is received by the high-frequency magnetic field coil 13 that also serves as a receiving coil, amplified by the amplifier 22 through the external lead wire 6, detected by the detector 23, and then input to the computer 18. The The calculator 18 displays the calculation result on the display 19 after the calculation. The computer 18 performs control so that each apparatus operates at a timing and intensity programmed in advance. Among these programs, a program that particularly describes a high-frequency magnetic field, a gradient magnetic field when necessary, and timing and intensity of signal reception is called a pulse sequence.
[0018]
Here, based on the measurement sequence shown in FIG. 3, an example of a measurement method for adding spatial information to a magnetic resonance signal using the high-frequency magnetic field coil 13 which is a feature of the present invention will be described. First, the rotation angle of the high-frequency magnetic field coil 13 is set to an arbitrary initial angle, and a high-frequency magnetic field pulse 31 is applied thereto to induce a magnetic resonance phenomenon in the measurement target. Next, the rotation angle of the high-frequency magnetic field coil 13 is rotated once while changing as shown in the solid line in the figure, and a magnetic resonance signal 32 corresponding to this is acquired. Of the obtained magnetic resonance signal data, a one-dimensional profile is obtained by reconstructing a profile when one excitation position is fixed from data in which the rotation angle is changed at the time of data acquisition. The above operation is repeated a plurality of times until the rotation angle of the high-frequency magnetic field coil 13 when the high-frequency magnetic field pulse 31 is applied is sequentially changed as shown by the broken line in the drawing. Thereby, a two-dimensional profile is obtained.
[0019]
This will be described with reference to FIG. FIG. 4A shows the relationship between the rotation angle of the high-frequency magnetic field coil 13 viewed from the axial direction of the bobbin 1 in FIG. 1 and the spatial distribution of the magnetic field strength and the reception sensitivity. In the figure, reference numerals 41, 42, and 43 indicate a high-frequency magnetic field distribution as a transmission coil or a sensitivity distribution as a reception coil corresponding to the rotation angle position of the high-frequency magnetic field coil 13. As is clear from these, the magnetic field distribution and sensitivity distribution of the high-frequency magnetic field coil 13 both have a strong directivity in the direction perpendicular to the coil surface. FIG. 5B shows the sensitivity distribution of the high frequency magnetic field at the time of excitation. For example, the curve 44 is a sensitivity distribution when the high-frequency magnetic field coil 13 is excited at the rotation angle position 41 and data acquisition of the magnetic resonance signal is performed at the rotation angle position 41. Similarly, curves 45 and 46 are sensitivity distributions when the high-frequency magnetic field coil 13 is excited at the rotation angle position 41 and magnetic resonance signal data acquisition is performed at the rotation angle positions 42 and 43. That is, if excitation is performed at one rotational angle position and then received while changing the rotational angle position, spatial information can be added to the magnetic resonance signal by utilizing the fact that the sensitivity distribution is different. Therefore, if the measurement data is inversely transformed using the sensitivity distribution as shown in FIG. 4, a profile (one-dimensional) at one excitation position can be created. Then, during the next excitation, the high-frequency magnetic field coil 13 is rotated by a predetermined angle to obtain similar measurement data having a different spatial distribution of the high-frequency magnetic field, and by performing inverse transformation on the one-dimensional profile, a two-dimensional image is obtained. Can be reconfigured.
[0020]
As described above, according to the measurement method using the present embodiment, it is possible to measure an image without using a gradient magnetic field. Thereby, power saving and noise reduction are also possible. When a magnetic resonance apparatus having a gradient magnetic field is used, by applying a slice gradient magnetic field in the z direction together with the application of the excitation high-frequency magnetic field pulse 31, selective excitation in the z direction becomes possible, and a three-dimensional image is measured. can do.
[0021]
Here, a modification of the high frequency magnetic field coil shown in FIG. 1 will be described.
The high frequency magnetic field coil 13 shown in FIG. 1 conceptually shows a mechanism for rotating the magnetic field distribution of the transmission coil and the reception sensitivity distribution of the reception coil, which is an essential feature of the present invention. Needless to say, other mechanisms can be employed. For example, although the coil 2 shown in the figure is shown as a single loop, the sensitivity can be improved by using a plurality of loops as shown in FIG. In addition, it is possible to change the distribution of the high-frequency magnetic field in the axial direction by arranging a plurality of coils in the direction of the rotation axis and adding a mechanism for selecting and using a diode or the like to flow a high-frequency current.
[0022]
In FIG. 1, the capacitor 2 is in the loop, but the present invention is not limited to this configuration.
[0023]
Moreover, although the high frequency magnetic field coil 13 of FIG. 1 performs transmission / reception by the same coil 2, you may divide transmission / reception into a separate coil. Thereby, the spatial distribution of the high frequency magnetic field at the time of transmission and the sensitivity distribution of the high frequency magnetic field at the time of reception can be made different.
[0024]
Moreover, you may provide a housing | casing around the bobbin 1 so that a contact with a measuring object may be suppressed. Further, in order to accurately control the amount of rotation, a gear may be provided at the tip of the shaft 7, and a groove that engages with the gear may be cut inside the bobbin 1. Needless to say, the method of rotating the high-frequency magnetic field coil is not limited to this. Moreover, although the conducting wire 3 and the conducting wires 6a and 6b are connected by the rings 5a and 5b on the bobbin 1, the rings 5a and 5b act as capacitors. In order to reduce this influence, as shown in FIG. 6, the rings 5a and 5b can be removed from the bobbin 1 and placed on the small bobbin 8 independent to reduce the size of the ring.
[0025]
(Second Embodiment)
FIG. 7 shows a schematic configuration diagram of a second embodiment of the high-frequency magnetic field coil according to the features of the present invention. In the figure, the high frequency magnetic field coil 13 'is formed by arranging a plurality of unit coils 2' over the entire circumference of the surface portion of the non-conductive bobbin 1 formed in a hollow cylindrical body. The bobbin 1 is formed in a hollow space in which an object to be measured can be placed in an internal space, and is fixed to an apparatus main body (not shown). The unit coil 2 ′ is formed by a loop-shaped conductor 3 ′ disposed on the surface of the bobbin 1 along the axial direction, and capacitors 4 ′ inserted at both ends of the loop of the conductor 3 ′. Yes. By adjusting the capacitance of the capacitor 4 ′, the resonance frequency of the unit coil 2 ′ is adjusted. In order to supply a high frequency current to the unit coil 2 ′ or to extract a high frequency current (magnetic resonance signal) flowing through the unit coil 2 ′, each unit coil 2 ′ is connected to the conductors 6 a and 6 b via the switching circuit 9. Yes. Each switching circuit 9 is opened and closed in accordance with a control signal sent from the computer 18 via the control line 10. In the figure, for simplification, the connection between the conductor 3 'and the conductor 6 and a part of the control line 10 are omitted.
[0026]
The high-frequency magnetic field coil 13 ′ formed in this way is configured to electrically rotate the high-frequency magnetic field distribution and the reception sensitivity distribution by selecting which coil the current is to flow through using the switching circuit 9. It is. Normally, a PIN diode is used as the switching circuit 9 and the on / off state of the circuit is determined by energizing the diode. The configuration of the switching circuit 9 itself is described in detail in Chapter 4 of “NMR Medicine” edited by Magnetic Resonance Medical Society, Maruzen, 1991, for example. Thus, if the unit coils 2 ′ are selected one by one in order, the high-frequency magnetic field coil 13 ′ can be electrically rotated.
[0027]
In FIG. 7, a high-frequency magnetic field coil is constituted by a plurality of unit coils 2 ′ in a cylindrical shape, a part of the plurality of coils is selected, and a mechanism for supplying a high-frequency current only to the selected coil is schematically shown. Needless to say, the present invention is not limited to this configuration. For example, the number of coils and the aspect ratio shown in the figure may not be used. Moreover, although it is the structure which performs transmission / reception with the same high frequency magnetic field coil in the figure, the structure which uses a separate high frequency magnetic field coil for transmission / reception may be sufficient. Thereby, the spatial distribution of the high frequency magnetic field at the time of transmission and the sensitivity distribution of the high frequency magnetic field at the time of reception can be made different. In the figure, there is only one row of coils in the axial direction of the cylinder, but it may be composed of a plurality of rows. As a result, the spatial distribution of the high-frequency magnetic field in the axial direction can be changed. Moreover, you may add the mechanical rotation mechanism shown in FIG. As a result, the rotational accuracy of the spatial distribution of the high-frequency magnetic field determined by the pitch of the plurality of coils can be controlled more finely.
[0028]
FIG. 8 shows an overall configuration diagram of a magnetic resonance apparatus using the high-frequency magnetic field coil 13 ′ of FIG. The difference from FIG. 2 is that the high-frequency magnetic field coil rotating device 24 and the shaft 7 in FIG. 2 are not provided, and a coil selection signal 25 for controlling the switching circuit 9 is added instead.
[0029]
The difference in the outline of the operation of this apparatus is that, in FIG. 2, the driving force generated by the high-frequency magnetic field coil rotating device 24 is transmitted through the shaft 6 so that the desired spatial distribution of the high-frequency magnetic field H1 can be obtained. However, the present embodiment is different in that the coil selection signal 25 for controlling the switching circuit 9 is output from the computer 18. The coil to be selected, the timing of energization, etc. are programmed and controlled in advance in the computer 18. In the drawing, the gradient magnetic field coil and the gradient magnetic field drive device are described. However, in the apparatus that performs only the measurement method that does not use the gradient magnetic field, these are not necessary as in the case of the above-described embodiment. .
[0030]
(Third embodiment)
FIG. 9 shows a measurement sequence of another embodiment of the measurement method using the high frequency magnetic field coil of the present invention. First, a high frequency magnetic field pulse 31 is applied to induce a magnetic resonance phenomenon in a measurement target. Next, using a gradient magnetic field coil, a dephase gradient magnetic field 33 is applied in the cylindrical axis direction (z direction) of the high-frequency coils 13 and 13 ', and then the rephase gradient magnetic field 34 is repeatedly applied while being reversed. The measurement of the magnetic resonance signal 32 is repeated by changing the rotation angle of the high-frequency magnetic field coil in synchronization. Here, the gradient magnetic field 34 in the z direction functions as a so-called readout magnetic field. This operation is repeated by changing the rotation angle of the high frequency magnetic field coil when excited by applying a high frequency magnetic field pulse. The obtained magnetic resonance signal data is first Fourier transformed in the z direction to obtain a profile in the z direction. Next, of the obtained data, a profile obtained by fixing one excitation angle position is reconstructed from data obtained by changing the rotation angle at the time of data acquisition. Finally, using the spatial distribution of the high-frequency magnetic field when the high-frequency magnetic field coil is rotated at the time of excitation, the obtained profile is inversely transformed to reconstruct an image. Thereby, a three-dimensional image is obtained. According to this method, only the gradient magnetic fields 33 and 34 in the z direction are used, but the gradient magnetic fields in the x and y directions are not used. Therefore, the power required for driving the gradient magnetic field coil is reduced, and noise is reduced. Suppression is possible.
[0031]
(Fourth embodiment)
FIG. 10 shows a measurement sequence of another embodiment of the magnetic resonance measurement method using the high-frequency magnetic field coils 13 and 13 ′ of the present invention. As shown in the figure, a high frequency magnetic field pulse 31 for excitation is applied to induce a magnetic resonance phenomenon in a measurement target. Next, after applying a predetermined amount (number of times) of a high frequency magnetic field pulse 35 having a narrower pulse width than the excitation high frequency magnetic field pulse 31, data acquisition of the magnetic resonance signal 32 is performed. This operation is repeated while changing the rotation angle of the high-frequency magnetic field coil. From the acquired data, a profile corresponding to the high frequency magnetic field and sensitivity generated when the rotation angle of the high frequency magnetic field coil is fixed is reconstructed from data obtained by changing the application amount of the high frequency magnetic field pulse 35. Furthermore, using the high frequency magnetic field and the spatial distribution of sensitivity (FIG. 4) when the high frequency magnetic field coil is rotated, inverse transformation is performed on the obtained profile to reconstruct an image.
[0032]
In addition, about the process which reconfigure | reconstructs a profile from the data obtained by changing the application amount (application frequency) of the high frequency magnetic field pulse 35, Journal of Magnetic Resonance magazine, Series A, 107, 40-49 pages, 1994. Is described in detail. According to this method, a two-dimensional image can be measured without using a gradient magnetic field. Thereby, power saving and noise reduction are also possible. In addition, when setting according to order as a setting method of the rotation angle of a coil, the load to a high frequency magnetic field coil rotating apparatus can be reduced and programming can be simplified. In addition, when setting is made so that the excitation regions do not overlap as much as possible, the recovery of magnetization is accelerated and the SNR can be improved.
[0033]
(Fifth embodiment)
FIG. 11 shows a measurement sequence of another embodiment of the measurement method using the high-frequency magnetic field coils 13 and 13 ′ of the present invention. As shown in the figure, a high frequency magnetic field pulse 31 for excitation is applied to induce a magnetic resonance phenomenon in a measurement target. Next, a predetermined amount of a high-frequency magnetic field pulse 35 narrower than the high-frequency magnetic field pulse 31 is applied while applying a dephase gradient magnetic field 33 in the z direction and reversing and applying a rephase gradient magnetic field 34. Repeat the measurement. This operation is repeated by changing the rotation angle of the high-frequency magnetic field coil as indicated by the dotted line in the figure. First, the acquired data is Fourier transformed in the z direction to obtain a profile in the z direction. Next, a profile corresponding to the high frequency magnetic field and sensitivity generated when the rotation angle of the high frequency magnetic field coil is fixed is reconstructed from the data obtained when the application amount of the high frequency magnetic field pulse 35 is changed. Furthermore, using the high frequency magnetic field and the spatial distribution of sensitivity (FIG. 4) when the high frequency magnetic field coil is rotated, inverse transformation is performed on the obtained profile to reconstruct an image. According to this method, only the gradient magnetic fields 33 and 34 in the z direction are used, and it is possible to reduce the power required to drive the gradient magnetic fields in the x and y directions and to suppress noise.
[0034]
(Sixth embodiment)
FIG. 12 shows a measurement sequence of another embodiment of the measurement method using the high-frequency magnetic field coil of the present invention. This measurement method uses the high-frequency magnetic field coil of the present invention as a technique for saturating a signal from subcutaneous fat when a human body is a measurement target, and is performed as a pre-processing of a normal image measurement method. . First, as shown in the figure, a high frequency magnetic field pulse 31 for excitation is applied while rotating a gradient magnetic field coil. Thereby, a cylindrical area | region is selectively excited among measuring objects. Thereafter, the dephase gradient magnetic field 33 is applied, and the measurement sequence 40 which is a normal imaging sequence is executed to obtain a two-dimensional image of a desired observation plane to be measured. That is, the normal measurement sequence 40 selectively excites nuclear spins in a plane to be observed by applying a high-frequency magnetic field pulse 31 for excitation and a slice selective gradient magnetic field 36 in the z direction, as shown in FIG. Next, the phase encode gradient magnetic field 37 is applied to give spatial information in the y direction, and at the same time, the dephase gradient magnetic field 33 and the rephase gradient magnetic field 34 in the x direction are sequentially applied to give spatial information in the x direction to provide magnetic resonance. The signal 32 is measured. This operation is executed a plurality of times while changing the intensity of the phase encoding gradient magnetic field 37, and a two-dimensional image is obtained based on the magnetic resonance signal 32 obtained.
[0035]
According to such a measurement sequence according to the present invention, when saturating a signal from subcutaneous fat, selective saturation can be performed without performing high-speed switching of the gradient magnetic field. That is, conventionally, as a technique for saturating a signal from subcutaneous fat, an operation of applying a saturation pulse while applying a slice gradient magnetic field has been repeated several times. In this case, in order to shorten the entire imaging time, a strong gradient magnetic field is switched at a high speed. According to the embodiment of FIG. 12, in order to saturate a signal from subcutaneous fat, There is no need to switch the gradient magnetic field at high speed. Therefore, it is possible to reduce the power required for gradient magnetic field driving and to suppress noise.
[0036]
In addition, the conventional method approximates a plate-shaped selection region to select a cylindrical region, but this method makes it possible to accurately select a cylindrical region. When the high-frequency magnetic field coil 13 ′ that performs electrical rotation shown in FIG. 7 is used, the rotation angle of the gradient magnetic field coil shown in FIG. 12 changes stepwise.
[0037]
The above-described magnetic resonance measurement method using the high-frequency magnetic field coil according to the present invention is not limited to the above-described embodiment. For example, not only the excitation high-frequency magnetic field pulse but also a method of applying an inverted high-frequency magnetic field pulse. Is also applicable.
[0038]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, it is possible to realize a measurement method that does not use a gradient magnetic field or a measurement method or apparatus that can reduce power required for gradient magnetic field drive and suppress noise.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an embodiment of a high-frequency magnetic field coil according to the present invention.
2 is an overall configuration diagram of an embodiment of a magnetic resonance apparatus to which the high-frequency magnetic field coil of FIG. 1 is applied.
FIG. 3 is a diagram showing a measurement sequence of an embodiment of a magnetic resonance measurement method using the magnetic resonance apparatus of FIG. 2;
4 is a diagram illustrating a high-frequency magnetic field distribution and a sensitivity distribution obtained when the high-frequency magnetic field coil of FIG. 1 is rotated.
5 is a view showing a modification of the high-frequency magnetic field coil shown in FIG. 1. FIG.
6 is a view showing another modification of the high-frequency magnetic field coil shown in FIG. 1. FIG.
FIG. 7 is a schematic configuration diagram of another embodiment of the high-frequency magnetic field coil according to the present invention.
8 is an overall configuration diagram of an embodiment of a magnetic resonance apparatus to which the high frequency magnetic field coil of FIG. 8 is applied.
FIG. 9 is a diagram showing a measurement sequence of an embodiment of a magnetic resonance measurement method using the magnetic resonance apparatus of FIG.
FIG. 10 is a diagram showing a measurement sequence of another embodiment of the measurement method using the magnetic resonance apparatus according to the present invention.
FIG. 11 is a diagram showing a measurement sequence of still another embodiment of the measurement method using the magnetic resonance apparatus according to the present invention.
FIG. 12 is a diagram showing a measurement sequence of an embodiment in which the magnetic resonance apparatus according to the present invention is applied to a measurement method for saturating a signal from subcutaneous fat.
13 is a diagram showing a normal measurement sequence of FIG.
[Explanation of symbols]
1 bobbin
2 coils
3 conductors
4 capacitors
5, 5a, 5b ring
6, 6a, 6b External lead wire
7 Rotating shaft
8 Bobbins
9 Switching circuit
10 Control line
11 Static magnetic field generating magnet
12 Measurement object
13, 13 'high frequency magnetic field coil
14, 15, 16 Gradient field coil
17 Gradient magnetic field drive
18 Calculator
19 Display
20 Synthesizer
21 Modulator
22 Amplifier
23 Detector
24 High frequency magnetic field coil rotating device
31 Excitation high frequency magnetic field pulse
32 Magnetic resonance signal
33 Dephase gradient magnetic field
34 Rephase gradient magnetic field
35 High frequency magnetic field pulse

Claims

A static magnetic field generating means for applying a static magnetic field to the measurement object, a transmission coil for applying a high-frequency magnetic field to the measurement object, a reception coil for receiving a magnetic resonance signal generated from the measurement object, and the reception coil In a magnetic resonance apparatus that measures the state of the measurement object based on a magnetic resonance signal,
Has a rotation driving means for rotating the receiving coil and the transmitting coil around the measurement object, wherein the rotary drive means, the position of the first of the transmission coil when the high-frequency magnetic field is applied to the measurement object When the magnetic resonance signal corresponding to the applied high-frequency magnetic field is received at an angular position, the receiving coil is rotationally driven by changing a rotation angle with respect to the first angular position. Magnetic resonance device.

A static magnetic field generating means for applying a static magnetic field to the measurement object, a transmission coil for applying a high-frequency magnetic field to the measurement object, a reception coil for receiving a magnetic resonance signal generated from the measurement object, and the reception coil In the magnetic resonance apparatus for reconstructing the image of the measurement object based on the magnetic resonance signal, the transmission coil and the reception coil are each arranged in a plurality of positions that are arranged at different angular positions along the circumferential direction of the hollow cylindrical body. A magnetic resonance apparatus comprising a unit coil and switch means for selecting a unit coil through which a high-frequency current flows.