WO2006059378A1 - 磁気共鳴映像法および磁気共鳴映像装置 - Google Patents

磁気共鳴映像法および磁気共鳴映像装置 Download PDF

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Hirotake Kamei
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Hamano Life Science Research Foundation
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    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
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    • G01R33/34Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
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    • GPHYSICS
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    • G01R33/48NMR imaging systems
    • G01R33/483NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy
    • G01R33/4831NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using B1 gradients, e.g. rotating frame techniques, use of surface coils

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging method and a magnetic resonance imaging apparatus for visualizing invisible information inside a living body or a material using a magnetic resonance phenomenon.
  • magnetic resonance signals have frequency, phase, and signal intensity as information.
  • Information on position can be encoded in any of these. Since the purpose of magnetic resonance imaging is to image the spatial distribution of force signal intensity, it is not a good idea to encode position information in signal intensity. Therefore, in general, position information is encoded in frequency and phase.
  • Non-Patent Document 1 a magnetic resonance imaging method using a high-frequency magnetic field gradient only for phase encoding has been proposed, but this method uses a static magnetic field gradient for signal observation.
  • Non-Patent Literature 1 D. I. Hoult, "Rotating Framemaschinematorgraphy, Journal of Magnetic Resonance 33, 183-197 (1979)
  • the object of the present invention is to use only a high-frequency magnetic field (rotating magnetic field) gradient in order to obtain position information. It is an object of the present invention to provide a magnetic resonance imaging method and a magnetic resonance imaging apparatus capable of obtaining high-quality images at a high speed without obstructions such as nerve and muscle stimulation caused by artifacts and eddy currents due to magnetic field distribution.
  • the above-described object is directed to a sample placed in a static magnetic field in two axial directions that do not include the static magnetic field direction out of the three axial directions orthogonal to each other including the static magnetic field direction as one axis.
  • a high-frequency magnetic field gradient pulse is sequentially applied, and a magnetic resonance image of the sample is obtained using a transient nutation motion signal generated in the sample during the application of the high-frequency magnetic field gradient pulse that is applied last. Achieved by magnetic resonance imaging.
  • high frequency magnetic field gradient pulses are sequentially applied, and transients generated in the sample during the application of the last applied high frequency magnetic field gradient pulse.
  • the magnetic resonance image of the sample can also be obtained using the target motion signal.
  • the magnetic resonance imaging apparatus mutually includes a magnetostatic field direction as one axis for a sample placed in a static magnetic field!
  • the static magnetic field direction is not included in the three axis directions orthogonal to ! / ⁇
  • the phase encoding coil and the frequency encoding coil for applying the high-frequency magnetic field gradient pulse in the two-axis direction, respectively, and the frequency encoding coil are used.
  • phase encoding coils and one frequency encoding coil for applying high-frequency magnetic field gradient pulses in three mutually perpendicular directions including the static magnetic field direction can be provided.
  • the high-frequency magnetic field gradient pulse is applied to one of the phase encoding coil and the frequency encoding coil, it is preferable that the remaining coils shift the resonance frequency.
  • a high-frequency magnetic field gradient is used as a magnetic field gradient that encodes position information, and a transient nutation motion signal is measured, whereby an artifact based on the distribution of magnetic field ratio is obtained. It is possible to obtain a magnetic resonance imaging method and a magnetic resonance imaging apparatus capable of acquiring high-quality images at high speed without any obstacles such as nerve and muscle stimulation caused by facts and eddy currents.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating an example of movement of a magnetic field in a rotating coordinate system.
  • FIG. 2 shows an example of a high-frequency pulse that generates a rotating magnetic field (high-frequency magnetic field) B.
  • FIG. 3 is a diagram showing an embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
  • FIG. 4 is a diagram showing a configuration example of a high-frequency magnetic field gradient coil in the two-dimensional imaging method.
  • FIG. 5 Diagram showing the pulse sequence in the 2D imaging method, (a) X gradient pulse Gx, (b) y gradient pulse Gy, (c) transient transition motion signal TN is there.
  • FIG. 6 is a diagram showing an example of a balanced bridge circuit using a differential transformer as a transient nutation motion signal detector.
  • FIG. 7 is a diagram showing another embodiment of the magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
  • FIG. 8 is a diagram showing a configuration example of a high-frequency magnetic field gradient coil in the three-dimensional imaging method.
  • FIG. 9 Diagram showing pulse sequences in 3D imaging, (a) X gradient pulse Gx, (b) z gradient pulse Gz, (c) y gradient pulse Gy, (d) transient It is a figure which shows the chapter movement signal TN.
  • the present invention uses only a high-frequency magnetic field gradient as a magnetic field gradient for encoding position information.
  • ⁇ ⁇
  • the gyromagnetic ratio of nuclear spins or electron spins in the sample.
  • the nuclear magnetic moment M is the effective magnetic field of the combined vector of the static magnetic field B and the rotating magnetic field B (
  • FIG. 2 (a) is a diagram showing an example of a high-frequency pulse that generates a rotating magnetic field (high-frequency magnetic field) B;
  • FIG. 2 Is a diagram showing an example of a transient nutation motion signal. As shown in Fig. 2, the nutation motion signal is observed while the rotating magnetic field (high frequency magnetic field) B is applied, and the angular motion of the nutation motion at the resonance point is observed.
  • the rotating magnetic field high frequency magnetic field
  • FIG. 3 is a diagram showing an embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention. This apparatus shows a case of two-dimensional measurement. As shown in the figure, a magnet 1 for generating a static magnetic field B,
  • Two high-frequency (rotating) magnetic field gradient coils 2x and 2y installed at a position where a static magnetic field exists.
  • the sample 3 to be measured is arranged almost at the center.
  • the two high-frequency (rotating) magnetic field gradient coils 2x and 2y are arranged such that the directions of the generated high-frequency magnetic fields are perpendicular to each other and perpendicular to the static magnetic field.
  • one high-frequency magnetic field gradient coil is used as a phase encoding coil
  • the other high-frequency magnetic field gradient coil is used as a frequency encoding coil.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating a configuration example of the high-frequency magnetic field gradient coil in the two-dimensional imaging method.
  • the static magnetic field is placed on the z axis
  • the phase encoding coil is placed on the X axis
  • the frequency encoding coil is placed on the y axis.
  • the phase encoding coil 2x is an X gradient coil
  • the frequency encoding coil 2y force ⁇ gradient coil. These centers are the origin 0.
  • the X-gradient coil 2x is composed of a 2-turn saddle coil and a 1-turn saddle coil opposite to it, that is, a pair of saddle coils with asymmetrical number of turns.
  • the dotted line at the bottom is a conducting wire connecting a pair of saddle coils.
  • the y gradient coil 2y is a similar pair of saddle coils.
  • the magnetic field lines of the magnetic field gradient generated by the X gradient coil 2x and the y gradient coil 2y are orthogonal to each other.
  • phase encode pulse Gx and the frequency encode pulse Gy are shifted by 90 ° or an odd multiple of 90 °.
  • a high frequency oscillator 10 oscillates a high frequency signal
  • a pulse generator 11 generates a pulse signal.
  • Modulators 12x and 12y convert high-frequency signals into pulse signals. Adjust and output. For example, a high-frequency signal whose phase is shifted by 90 ° is sent from the high-frequency oscillator 10 to the modulator 12x via the phase shifter 13.
  • the outputs of the modulators 12x and 12y are amplified by the high-frequency amplifiers 14x and 14y, respectively, and supplied to the high-frequency magnetic field gradient coils 2x and 2y as an X gradient pulse Gx and a y gradient pulse Gy as shown in FIG. As a result, a transient nutation motion signal TN is observed. Next, this point will be described in detail.
  • the transient nutation motion signal is included as a very weak signal in a frequency encoding pulse having a large amplitude. For this reason, if the frequency encode pulse is directly amplified, the amplification system will be saturated, and transient nutation signals cannot be observed. Therefore, for example, a bridge circuit or a differential circuit is used as the transient nutation motion signal detector 21 in order to remove unnecessary high-frequency pulses and detect only the signal.
  • FIG. 6 is a diagram showing an example of a symmetric bridge circuit using a differential transformer as a transient nutation motion signal detector.
  • CV— CV is a variable capacitor, C
  • 1 L is a coil. This bridge circuit is marked on the frequency encoding coil.
  • the input is a high-frequency pulse of calorie, the difference between this and a high-frequency pulse of the same amplitude is taken, and only the transient nutation motion signal contained in the frequency encode pulse is extracted as the output.
  • This example is a force that shows a Pake bridge circuit.
  • a Torrey symmetric bridge circuit and an Anderson asymmetric bridge circuit are used.
  • the transient nutation motion signal detector 21 can remove the applied high frequency pulse and detect only the transient nutation motion signal.
  • the position information in the X-axis direction is encoded in the phase of the observed transient nutation signal, and the position information in the y-axis direction is encoded in the frequency.
  • the transient nutation motion signal is transmitted to the storage / calculation device 24 via the phase detector 22 and the amplifier 23.
  • the amplitude of the phase encode pulse is systematically changed, and a series of measurements are performed.
  • the transient nutation motion signal in which the position information in the X-axis direction is encoded as the phase information is stored in the storage device 24.
  • the amplitude of the phase encode pulse may be constant, and the application time, that is, t may be systematically changed.
  • a two-dimensional magnetic resonance image can be obtained by subjecting the captured signal to a two-dimensional Fourier transform process in the same manner as in a normal Fourier transform imaging method. This can be displayed on the display device 25 mm.
  • a static magnetic field gradient and selective excitation can be used as in a normal magnetic resonance imaging method.
  • the other coils can avoid mutual interference between the coils by shifting their resonance frequency by the frequency of the high frequency pulse, ie, the resonance frequency force. it can.
  • FIG. 7 is a diagram showing another embodiment of the magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention. This device shows the case of three-dimensional measurement.
  • the sample 3 to be measured is arranged almost at the center.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating a configuration example of the high-frequency magnetic field gradient coil in the three-dimensional imaging method.
  • z-gradient coil 2z is a pair of saddle coils having the same number of turns.
  • the axis is the same as the X gradient coil.
  • the upper coil spacing is wider than the lower part of the force diagram.
  • the upper side is longer than the lower side, that is, it is an inverted cone shape in which the coil is not wrapped by a cylinder. Upside down may be upside down.
  • the force that requires the z gradient coil 2z for the high-frequency magnetic field in the z direction Therefore, we cannot excite the principle force spin system of magnetic resonance.
  • Helmholtz in a broad sense with the X or y axis as the axis.
  • a high-frequency magnetic field gradient having a gradient in the z-axis direction is generated by a coil in which the distance between the two coils is changed along the z-axis.
  • Fig. 9 is a diagram showing a pulse sequence in 3D imaging, where (a) is an X-gradient pulse Gx, (b) is a z-gradient pulse Gz, (c) is a y-gradient pulse Gy, (d) Indicates the transient nutation signal TN.
  • the phase of the high-frequency magnetic field is the same as that of the X-gradient pulse, and when it is set in the y-axis direction, the phase is the same as that of the y-gradient pulse.
  • the phase of the X gradient pulse and y gradient pulse is 90. Or 90. Shift an odd number of times. Any combination of x, y, and z gradient pulses that can be used as a frequency encode pulse and the remaining two as phase encode pulses is free.
  • a high frequency oscillator 10 generates a high frequency signal
  • a noise generator 11 generates a pulse signal.
  • the modulators 12x, 12y, and 12z modulate high frequency signals with pulse signals and output them. For example, a high-frequency signal whose phase is shifted by 90 ° is sent from the high-frequency oscillator 10 to the modulators 12x and 12z via the phase shifter 13.
  • the outputs of the modulators 12x, 12y, and 12z are amplified by high-frequency amplifiers 14x, 14y, and 14z, respectively, and as shown in FIG. , 2y, 2z.
  • the transient nutation motion signal TN is observed.
  • the X and z gradient pulses are used as phase encode pulses
  • the z gradient coil is arranged so that the X axis direction is the axis
  • the y gradient pulse is used as a frequency encode pulse.
  • the transient nutation signal detector 21 When a certain y-gradient pulse is applied, the macroscopic magnetic field continues to rotate around the ⁇ 'axis. Observing the transient nutation signal at this time, the position information in the X and z-axis directions is the signal phase, y The axial position information is encoded in frequency. The transient nutation signal at the time of applying the y gradient pulse is observed by the transient nutation signal detector 21 as described above.
  • the transient nutation motion signal is transmitted to the storage / arithmetic unit 24 via the phase detector 22 and the amplifier 23.
  • a three-dimensional magnetic resonance image can be obtained by performing a three-dimensional Fourier transform process on the captured signal in the storage / calculation device 24 in the same manner as a normal Fourier transform imaging method. This can be displayed on a display device.
  • the other two coils shift each resonance frequency by shifting the frequency of the high-frequency pulse, that is, the resonance frequency force. Mutual interference between them can be avoided.
  • V high-speed magnetic resonance imaging
  • biostimulation due to eddy currents etc.
  • it can contribute to progress in a wide range of fields such as medicine, medical care, biotechnology, and physical property research.

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Abstract

 位置情報を得るために高周波磁場(回転磁場)勾配のみを用いることによって、磁化率の分布によるアーティファクトおよび渦電流による神経、筋刺激等の障害なく高速に高画質の画像が得られる磁気共鳴映像法および磁気共鳴映像装置を提供する。  この磁気共鳴映像装置は、静磁場中に置かれた試料に対し、静磁場方向を1軸として含む互いに直交する3軸方向のうち静磁場方向を含まない2軸方向において高周波磁場勾配パルスをそれぞれ印加するための位相エンコードコイル(2x)および周波数エンコードコイル(2y)と、周波数エンコードコイル(2y)を介して得られる高周波磁場勾配パルスに含まれる試料で生ずる過渡的章動運動信号を検出するための検出器(21)と、検出器を介して得られた信号を記憶し演算することによって試料の磁気共鳴画像を得るための記憶・演算装置(24)とを備える。

Description

明 細 書
磁気共鳴映像法および磁気共鳴映像装置
技術分野
[0001] 本発明は磁気共鳴現象を用いて生体や材料内部の不可視情報を可視化する磁気 共鳴映像法および磁気共鳴映像装置に関する。
背景技術
[0002] 磁気共鳴映像法にお!ヽて、磁気共鳴信号は周波数、位相および信号強度を情報 として持っている。位置に関する情報はこれらの何れにもエンコードすることができる 力 信号強度の空間分布を画像化するのが磁気共鳴映像法の目的であるから、信 号強度に位置情報をエンコードするのは得策でない。そこで、一般には周波数およ び位相に位置情報をエンコードして 、る。
[0003] これまでの磁気共鳴映像法は位置情報を得るために静磁場勾配を用いて 、る。例 えば、実験室座標系にお 、て位相エンコードのみに高周波磁場勾配を用いた磁気 共鳴映像法が提案されているが、この方法は信号観測に静磁場勾配を用いている ( 非特許文献 1)。
非特干文献 1 : D. I. Hoult, "Rotating Frame Zeugmatorgraphy , Journal of Magnetic Resonance 33, 183-197 (1979)
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0004] 従来のように、信号観測に静磁場勾配を用いた場合には、磁ィ匕率が大幅に異なる 部位、例えば、生体組織と空気が接している部位などにおいては、磁化率の差異に よる画像の乱れが生じ、誤った情報を得やすい。このアーティファクト(artifact)によつ て通常の磁気共鳴画像では頭蓋下部や肺の MRI診断を正しく行うことができない場 合がある。また、高速映像法では静磁場勾配を高速で on/oiffるが、この際渦電流が 発生し、生体系では神経系や筋組織を刺激するので、高速化および画像の高分解 能化が制限されている。
[0005] 従って本発明の目的は、位置情報を得るために高周波磁場(回転磁場)勾配のみ を用いることによって、磁ィ匕率の分布によるアーティファクトおよび渦電流による神経 、筋刺激等の障害なく高速に高画質の画像が得られる磁気共鳴映像法および磁気 共鳴映像装置を提供することにある。
課題を解決するための手段
[0006] 上記目的は、静磁場中に置かれた試料に対し、静磁場方向を 1軸として含む互い に直交する 3軸方向のうち前記静磁場方向を含まな 、2軸方向にぉ 、て高周波磁場 勾配パルスを順次印加し、そのとき最後に印加される高周波磁場勾配パルスの印加 中に前記試料で生ずる過渡的章動運動信号を用いて、前記試料の磁気共鳴画像を 得ることを特徴とする磁気共鳴映像法により、達成される。さら〖こ、前記静磁場方向を 含む互いに直交する 3軸方向にお 、て高周波磁場勾配パルスを順次印加し、そのと き最後に印加される高周波磁場勾配パルスの印加中に前記試料で生ずる過渡的章 動運動信号を用いて、前記試料の磁気共鳴画像を得ることもできる。
[0007] また、本発明に係る磁気共鳴映像装置は、静磁場中に置かれた試料に対し、静磁 場方向を 1軸として含む互!ヽに直交する 3軸方向のうち前記静磁場方向を含まな!/ヽ 2 軸方向において高周波磁場勾配パルスをそれぞれ印加するための位相エンコード コイルおよび周波数エンコードコイルと、前記周波数エンコードコイルを介して得られ る前記高周波磁場勾配パルスに含まれる前記試料で生ずる過渡的章動運動信号を 検出するための検出器と、前記検出器を介して得られた信号を記憶し演算すること によって前記試料の磁気共鳴画像を得るための記憶 ·演算装置とを備えるものであ る。さらに、前記静磁場方向を含む互いに直交する 3軸方向において高周波磁場勾 配パルスをそれぞれ印加するための 2つの位相エンコードコイルおよび 1つの周波数 エンコードコイルを備えることもできる。この場合、前記位相エンコードコイルおよび周 波数エンコードコイルのうちの 1つに前記高周波磁場勾配パルスを印加しているとき には、残りのコイルは共振周波数をずらすことが好まし 、。
これにより、試料の二次元または三次元の磁気共鳴画像を得ることができる。
発明の効果
[0008] 本発明によれば、位置情報をエンコードする磁場勾配として高周波磁場勾配のみ を用い、過渡的章動運動信号を測定することによって、磁ィ匕率の分布によるアーティ ファクトおよび渦電流による神経、筋刺激等の障害なく高速にかつ高画質の画像を 取得することができる磁気共鳴映像法および磁気共鳴映像装置を得ることができる。 図面の簡単な説明
[0009] [図 1]回転座標系における磁ィ匕の動きの一例を示す図である。
[図 2] (a)は回転磁場 (高周波磁場) Bを生成する高周波パルスの一例を示す図、 (b
1
)は過渡的章動運動信号の一例を示す図である。
[図 3]本発明に係る磁気共鳴映像装置の一実施例を示す図である。
[図 4]二次元映像法における高周波磁場勾配コイルの構成例を示す図である。
[図 5]二次元映像法におけるパルス系列を示す図であり、(a)は X勾配パルス Gx、 (b) は y勾配パルス Gy、(c)は過渡的章動運動信号 TNを示す図である。
[図 6]過渡的章動運動信号検出器として差動トランスを用いた平衡型ブリッジ回路の 一例を示す図である。
[図 7]本発明に係る磁気共鳴映像装置の他の実施例を示す図である。
[図 8]三次元映像法における高周波磁場勾配コイルの構成例を示す図である。
[図 9]三次元映像法におけるパルス系列を示す図であり、(a)は X勾配パルス Gx、 (b) は z勾配パルス Gz、(c)は y勾配パルス Gy、 (d)は過渡的章動運動信号 TNを示す図 である。
符号の説明
[0010] 1 磁石
2x, 2y, 2z 高周波磁場勾配コイル
3 試料
10 高周波発振器
11 パルス発生器
12x, 12y, 12z 変調器
13 移相器
14x, 14y, 14z 高周波増幅器
21 検出器
22 位相検波器 23 増幅器
24 記憶 ·演算装置
25 表示装置
発明を実施するための最良の形態
[0011] 以下、本発明の実施例を説明するが、その前にまず本発明の原理について説明す る。
本発明は、位置情報をエンコードする磁場勾配として高周波磁場勾配のみを用い
、過渡的章動運動 (Transient nutations)信号を測定する。これにより磁ィ匕率の分布 によるアーティファクトおよび渦電流による神経、筋刺激等の障害なく高速にかつ高 画質の画像を得ることができるものである。過渡的章動運動については、例えば Abragam, Principles of Nuclear Magnetism , Clarendon Press, Oxford, 19bl, pp. 68-70に記載されている。
[0012] 測定対象の試料に、一様な静磁場 Bをかけると、試料中の原子核スピンあるいは
0
電子スピンは静磁場の方向(z)を軸とした歳差運動を行う。この運動の角周波数 ω
0 は、試料中の原子核スピンあるいは電子スピンの磁気回転比を γとすると、 ω = γ Β
0 で与えられる。この静磁場 Βに対して垂直な面内(X, y)で回転する回転磁場 Βをカロ
0 0 1 えると、核磁気モーメント Mは、静磁場 Bと回転磁場 Bの合成ベクトルの有効磁場(
0 1
大きさ B = (1/ γ )[( ω ω )2 + ω 2]1/2 )を軸として歳差運動を行う。これを章動運動 eff 0 1
(nutaion)という。この様子は ωで回転する回転座標系で考えると解りやすい。図 1は
0
、回転座標系における磁ィ匕の動きの一例を示す図である。回転座標系でスピンに作 用している有効磁場が Βのみのとき、すなわち共鳴時(ω = ω )には、磁気モーメント
1 0
Μは、回転磁場 Βの方向(χ')を軸として、 ω = γ Βという角周波数で回転する。
1 1 1
[0013] 図 2 (a)は回転磁場 (高周波磁場) Bを生成する高周波パルスの一例を示す図、(b
1
)は過渡的章動運動信号の一例を示す図である。図 2に示すように、回転磁場 (高周 波磁場) Bの印加中は章動運動信号が観測され、共鳴点における章動運動の角周
1
波数 (章動周波数) ωは、上述のとおり、 ω = γ Β、減衰の時定数 Τは、縦緩和時
1 1 1 η
間 (スピン-格子緩和時間)を Τ、横緩和時間 (スピン-スピン緩和時間)を Τとすると、
1 2 高周波磁場 Βの均一度が十分高い場合には、 2/Τ = (1/ Τ ) + (1/ Τ )である。
1 η 1 2 [0014] (実施例 1)
図 3は、本発明に係る磁気共鳴映像装置の一実施例を示す図である。本装置は、 二次元測定の場合を示すものであり、図示のように、静磁場 Bを発生させる磁石 1と、
0
静磁場が存在する位置に設置された 2つの高周波(回転)磁場勾配コイル 2x、 2yを 備える。これらのほぼ中心に測定対象である試料 3が配置される。 2つの高周波(回 転)磁場勾配コイル 2x、 2yはそれらの発生する高周波磁場の方向が互いに垂直に かつ静磁場に垂直に配置されている。このうち、一方の高周波磁場勾配コイルを位 相エンコードコイル、他方の高周波磁場勾配コイルを周波数エンコードコイルとして 用いる。
[0015] 図 4は、二次元映像法における高周波磁場勾配コイルの構成例を示す図である。
本例では、静磁場を z軸、位相エンコードコイルを X軸、周波数エンコードコイルを y軸 に配置する。この場合位相エンコードコイル 2xが X勾配コイル、周波数エンコードコィ ル 2y力 ^勾配コイルである。これらの中心を原点 0とする。図 4において、 X勾配コイル 2xは、 2ターンの鞍型コイルとこれに対向する 1ターンの鞍型コイル、すなわち巻き数 が非対称の一対の鞍型コイルで構成される。図中、下部にある点線は一対の鞍型コ ィルを接続している導線である。 y勾配コイル 2yも同様な一対の鞍型コイルである。 X 勾配コイル 2xおよび y勾配コイル 2yの発生する磁場勾配の磁力線は互いに直交す る。
[0016] 図 5は、二次元映像法におけるパルス系列を示す図であり、(a)は X勾配パルス Gx 、(b)は y勾配パルス Gy、(c)は過渡的章動運動信号 TNを示す。図示のように、時 刻 t=0において、位相エンコードコイル 2xに共鳴周波数の高周波パルス Gx (X勾配パ ルス)を印加する。時刻 t = tに x勾配パルスを取り除くとともに、周波数エンコードコィ
1
ル 2yに信号検出用高周波パルス Gy(y勾配パルス)を印加し、過渡的章動運動信号 を観測する。位相エンコードパルス Gxと周波数エンコードパルス Gyの位相は 90° あ るいは 90° の奇数倍ずらせておく。
[0017] 次に図 3に戻って、上述の X勾配パルス Gxおよび y勾配パルス Gyの発生手段につ いて説明する。図 3において、高周波発振器 10は高周波信号を発振し、パルス発生 器 11はパルス信号を発生する。変調器 12x, 12yは、高周波信号をパルス信号で変 調して出力する。変調器 12xには、高周波発振器 10から移相器 13を介して例えば 位相を 90° ずらせた高周波信号が送られる。変調器 12x、 12yの出力は、それぞれ 高周波増幅器 14x, 14yにより増幅され、図 5に示すような X勾配パルス Gxおよび y勾 配パルス Gyとして、高周波磁場勾配コイル 2x、 2yに供給される。これにより過渡的 章動運動信号 TNが観測される。次にこの点について詳述する。
[0018] 磁気共鳴における巨視的磁ィ匕の動きは共鳴周波数の回転座標系を用いると説明 し易いので、以下、回転座標系で説明する。時刻 t = 0において、 x'軸に位相ェンコ ードパルス (X勾配パルス)を印加すると、巨視的磁ィ匕はそれぞれの置かれた位置の 高周波磁場強度 (磁束密度)に比例した角周波数で x'軸の周りに回転する。時刻 t = tにおいて位相エンコードパルスを取り除くとともに、位相エンコードパルスとは位相
1
力 ¾0° ある 、はその奇数倍ずれた周波数エンコードパルス (y勾配パルス)を実験室 座標系の y軸に印加すると、 y軸方向に勾配を持った高周波磁場を x'に印加したこと になるので,磁ィ匕はそれぞれの置かれた位置の周波数エンコードパルスの高周波磁 場強度に比例した周波数で χ'軸の周りに回転を続ける。時刻 t = t
1から過渡的章動運 動信号が観測される。この信号は過渡的章動運動信号検出器 21により観測される。
[0019] 過渡的章動運動信号は大きな振幅をもった周波数エンコードパルスにごく微弱な 信号として含まれている。このため周波数エンコードパルスを直接増幅すると増幅系 が飽和してしまうため、過渡的章動運動信号を観測することはできない。そこで、不 要な高周波パルスを除去し信号のみを検出するために、過渡的章動運動信号検出 器 21として、例えばブリッジ回路または差動回路を用いる。
[0020] 図 6は、過渡的章動運動信号検出器として差動トランスを用いた対称型ブリッジ回 路の一例を示す図である。図 6において、 CV— CVは可変コンデンサ、 C
1 4 1一 Cはコ
3 ンデンサ、 L
1一 Lはコイルである。このブリッジ回路は、周波数エンコードコイルに印 6
カロした高周波ノ ルスを入力し、これと振幅が同一の高周波パルスとの差分をとり、出 力として周波数エンコードパルスに含まれている過渡的章動運動信号のみを取り出 すものである。本例は Pakeのブリッジ回路を示すものである力 これに限定されず、例 えば Torreyの対称型ブリッジ回路、 Andersonの非対称型ブリッジ回路等を用いること ちでさる。 [0021] このように、過渡的章動運動信号検出器 21によって、印加した高周波パルスを取り 除き、過渡的章動運動信号のみを検出することができる。 X軸方向の位置情報は観 測された過渡的章動運動信号の位相に、 y軸方向の位置情報は周波数にエンコード されている。過渡的章動運動信号は、位相検波器 22および増幅器 23を介して記憶 •演算装置 24に伝達される。位相エンコードパルスの振幅を系統的に変化させて、 一連の測定を行 ヽ、 X軸方向の位置情報が位相情報としてエンコードされた過渡的 章動運動信号を記憶'演算装置 24に蓄える。このとき、位相エンコードパルスの振幅 を一定にして、印加時間すなわち tを系統的に変化させてもよい。記憶'演算装置 24
1
において、取り込んだ信号を通常のフーリエ変換映像法と同様な手法で二次元フー リエ変換処理することによって、二次元の磁気共鳴画像を得ることができる。これを表 示装置 25〖こ表示させることができる。
[0022] z軸に垂直な面の切り出しには通常の磁気共鳴映像法と同様に静磁場勾配と選択 的励起を用いることができる。 2個の勾配パルスのうち 1つに高周波パルスを印加して いるときには、他のコイルはそれらの共振周波数を高周波パルスの周波数すなわち 共鳴周波数力もずらすことによって、各コイル間の相互干渉を避けることができる。
[0023] (実施例 2)
図 7は、本発明に係る磁気共鳴映像装置の他の実施例を示す図である。本装置は 、三次元測定の場合を示すものであり、図示のように、静磁場 B
0を発生させる磁石 1と
、静磁場が存在する位置に設置された 3つの高周波(回転)磁場勾配コイル 2x、 2y、 2zを備える。これらのほぼ中心に測定対象である試料 3が配置される。
[0024] 図 8は、三次元映像法における高周波磁場勾配コイルの構成例を示す図である。
図 8において、 z勾配コイル 2zは巻き数が同一の一対の鞍型コイルである。軸は X勾 配コイルと同じである力 図の下部に比べ上部のコイル間隔が拡がっている。また、 下辺に対し上辺が長い、すなわち、コイルが包み込むのが円筒ではなぐ逆円錐型と なっている。上下は逆さでもよい。このように三次元映像法においては、 X勾配コイル 2xおよび y勾配コイル 2yの他に、 z方向の高周波磁場用の z勾配コイル 2zが必要とな る力 この勾配コイルの軸を z軸方向にしたのでは磁気共鳴の原理力 スピン系を励 起することはできない。本例では、 Xあるいは y軸方向を軸とする広義のヘルムホルツ 型コイル、すなわち一対のコイルで、 2つのコイルの間隔を z軸に沿って変化させたコ ィルによって z軸方向の勾配をもつ高周波磁場勾配を発生させる。
[0025] 図 9は、三次元映像法におけるパルス系列を示す図であり、(a)は X勾配パルス Gx 、 (b)は z勾配パルス Gz、 (c)は y勾配パルス Gy、 (d)は過渡的章動運動信号 TNを 示す。 z勾配コイルの軸を X軸方向にセットした場合には、高周波磁場の位相は X勾配 パルスと同一に、 y軸方向に設置した場合には y勾配パルスと同一位相にする。 X勾配 パルスと y勾配パルスの位相は 90。 あるいは 90。 の奇数倍ずらしておく。 x、y、z勾 配パルスのうち、何れ力 1つを周波数エンコードパルスに、残る 2つを位相エンコード パルスにすればよぐ組み合わせは自由である。
[0026] 次に図 7に戻って、上述の X勾配パルス Gx、 y勾配パルス Gyおよび z勾配パルス Gz の発生手段について説明する。図 7において、高周波発振器 10は高周波信号を発 振し、ノ ルス発生器 11はパルス信号を発生する。変調器 12x, 12y, 12zは、高周波 信号をパルス信号で変調して出力する。変調器 12x, 12zには、高周波発振器 10か ら移相器 13を介して例えば位相を 90° ずらせた高周波信号が送られる。変調器 12x 、 12y, 12zの出力は、それぞれ高周波増幅器 14x, 14y, 14zにより増幅され、図 9 に示すような X勾配パルス Gx、 y勾配パルス Gyおよび z勾配パルス Gzとして、高周波 磁場勾配コイル 2x, 2y, 2zに供給される。これにより過渡的章動運動信号 TNが観 測される。次にこの点について詳述する。
[0027] 本例では、 Xおよび z勾配パルスを位相エンコードパルスにし、 z勾配コイルを X軸方 向を軸にするように配置し、 y勾配パルスを周波数エンコードパルスにしたときの回転 座標系における巨視的磁ィ匕の動きを説明する。時刻 t = 0において、 x'軸に X勾配パ ルスを印加すると、巨視的磁ィ匕はそれぞれの置かれた位置の高周波磁場強度に比 例した角周波数で x'軸の周りに回転する。時刻 t = tにおいて X勾配パルスを取り除
1
くとともに、 Z勾配パルスを印加すると、 X勾配の高周波磁場強度に比例して回転して いた巨視的磁ィ匕は、 Z勾配の高周波磁場強度に比例した角周波数で回転を続ける。 t = tにおいて z勾配パルスを停止するとともに、 Xおよび z勾配パルスと 90° 位相差が
2
ある y勾配パルスを印加すると、巨視的磁ィ匕は χ'軸の周りに回転を続ける。このときの 過渡的章動運動信号を観測すると、 Xおよび z軸方向の位置情報は信号の位相に、 y 軸方向の位置情報は周波数にエンコードされている。 y勾配パルス印加時の過渡的 章動運動信号を、上述したような過渡的章動運動信号検出器 21により観測する。
[0028] 過渡的章動運動信号は、位相検波器 22および増幅器 23を介して記憶,演算装置 24に伝達される。 Xおよび z勾配パルスの振幅あるいは印加時間を系統的に変化さ せて、 y勾配パルス印加時の一連の過渡的章動運動信号の観測を行い、これを記憶 •演算装置 24に蓄える。記憶 ·演算装置 24において、取り込んだ信号を通常のフー リエ変換映像法と同様な手法で三次元フーリエ変換処理することによって、三次元の 磁気共鳴画像を得ることができる。これを表示装置 25〖こ表示させることができる。
[0029] 3個の勾配パルスのうち 1つに高周波パルスを印加しているときには、他の 2つのコ ィルはそれらの共振周波数を高周波パルスの周波数すなわち共鳴周波数力 ずら すことによって、各コイル間の相互干渉を避けることができる。
産業上の利用可能性
[0030] 本発明では、磁ィ匕率の分布によるアーティファクトや渦電流による生体刺激等がな V、高速磁気共鳴映像法によって、より確力な生体および物質内部情報を可視化する ことが可能となり、例えば、医学、医療、生体工学、物性研究等広範な分野の進展に 寄与することができる。

Claims

請求の範囲
[1] 静磁場中に置かれた試料に対し、静磁場方向を 1軸として含む互いに直交する 3軸 方向のうち前記静磁場方向を含まな ヽ 2軸方向において高周波磁場勾配パルスを 順次印加し、そのとき最後に印加される高周波磁場勾配パルスの印加中に前記試料 で生ずる過渡的章動運動信号を用いて、前記試料の磁気共鳴画像を得ることを特 徴とする磁気共鳴映像法。
[2] 前記静磁場方向を含む互いに直交する 3軸方向にお 、て高周波磁場勾配パルスを 順次印加し、そのとき最後に印加される高周波磁場勾配パルスの印加中に前記試料 で生ずる過渡的章動運動信号を用いて、前記試料の磁気共鳴画像を得ることを特 徴とする請求項 1記載の磁気共鳴映像法。
[3] 静磁場中に置かれた試料に対し、静磁場方向を 1軸として含む互いに直交する 3軸 方向のうち前記静磁場方向を含まな ヽ 2軸方向において高周波磁場勾配パルスを それぞれ印加するための位相エンコードコイルおよび周波数エンコードコイルと、前 記周波数エンコードコイルを介して得られる前記高周波磁場勾配パルスに含まれる 前記試料で生ずる過渡的章動運動信号を検出するための検出器と、前記検出器を 介して得られた信号を記憶し演算することによって前記試料の磁気共鳴画像を得る ための記憶'演算装置とを備えたことを特徴とする磁気共鳴映像装置。
[4] 前記静磁場方向を含む互いに直交する 3軸方向にお 、て高周波磁場勾配パルスを それぞれ印加するための 2つの位相エンコードコイルおよび 1つの周波数エンコード コイルを備えたことを特徴とする請求項 3記載の磁気共鳴映像装置。
[5] 前記位相エンコードコイルおよび周波数エンコードコイルのうちの 1つに前記高周波 磁場勾配パルスを印加して 、るときには、残りのコイルは共振周波数をずらすことを 特徴とする請求項 3または 4記載の磁気共鳴映像装置。
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