JPH0322772B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、核磁気共鳴（nuclear magnetic
resonance）（以下これを「NMR」と略称する）
現象を利用して、被検体内における特定原子核分
布等を被検体外部より知るようにしたNMR画像
装置に関するものである。特に、医療用装置に適
するNMR画像装置の改良に関する。[Detailed Description of the Invention] [Industrial Application Field] The present invention relates to nuclear magnetic resonance (nuclear magnetic resonance).
resonance) (hereinafter abbreviated as "NMR")
This invention relates to an NMR imaging device that utilizes phenomena to determine the distribution of specific atomic nuclei within a subject from outside the subject. In particular, it relates to improvements in NMR imaging devices suitable for medical devices.

〔従来の技術〕[Conventional technology]

NMR画像装置は、生体（通常は患者）をある
磁場中におく。そして、生体に所定のパルス状の
電磁波を印加し、生体を構成している各種の原子
の中で、対象とする特定の原子核のみを励起す
る。いつたん励起された原子核は、再びもとのエ
ネルギー状態に復帰するが、このとき、外部に、
吸収したエネルギーを電磁波として放出する。
NMR画像装置では、この放出される磁界をコイ
ルで検出する。この検出信号が核磁気共鳴信号
（NMR信号…エコー信号とFID信号（free
induction decay）とがある）と言われ、対象と
する原子核について種々の情報を含んでいる。
NMR画像装置は、これを解析し、生体の一部を
断層画像として映像化し、生体の診察、治療等に
役立てる装置である。 NMR imaging equipment places a living body (usually a patient) in a magnetic field. Then, a predetermined pulsed electromagnetic wave is applied to the living body to excite only a specific atomic nucleus of interest among the various atoms that make up the living body. Once excited, the atomic nucleus returns to its original energy state, but at this time, external
It emits the absorbed energy as electromagnetic waves.
In an NMR imager, this emitted magnetic field is detected by a coil. This detection signal is a nuclear magnetic resonance signal (NMR signal...echo signal and FID signal (free
It is called induction decay) and contains various information about the target atomic nucleus.
An NMR imaging device is a device that analyzes this and visualizes a part of the living body as a tomographic image, which is useful for diagnosis, treatment, etc. of the living body.

初めにNMRの原理について概略を説明する。 First, I will give an overview of the principle of NMR.

原子核は、陽子と中性子とからなつており、こ
れらは全体として、核スピン角運動量Ｉ→で回転
（自転）していると見なされる。 The atomic nucleus consists of protons and neutrons, and these as a whole are considered to be rotating (rotating) with a nuclear spin angular momentum I→.

第２図は、水素の原子核(H)を示したもので、イ
に示すように１個の陽子Ｐからなり、スピン量子
数1/2で表わされる回転をしている。陽子Ｐは、
ロに示すように正の電荷e⁺を持つているので、原
子核の回転に従い、磁気モーメントμ→が生じ、一
つ一つの水素の原子核は、それぞれ小さな磁石と
見なせる。 Figure 2 shows a hydrogen nucleus (H), which consists of one proton P, as shown in A, and rotates as expressed by the spin quantum number 1/2. Proton P is
As shown in (b), since it has a positive charge e ⁺ , a magnetic moment μ→ is generated as the nucleus rotates, and each hydrogen nucleus can be regarded as a small magnet.

第３図は、この点を模式的に示した説明図で、
鉄のような強磁性体では、この微小磁石の方向が
イに示すように揃つており、全体として磁化が観
測される。これに対して、水素等の場合は、微小
磁石の方向（磁気モーメントの向き）はロに示す
ようにランダムであつて、全体として磁化は見ら
れない。 Figure 3 is an explanatory diagram schematically showing this point.
In a ferromagnetic material such as iron, the directions of these micromagnets are aligned as shown in A, and magnetization is observed as a whole. On the other hand, in the case of hydrogen, etc., the direction of the micromagnets (the direction of the magnetic moment) is random as shown in (b), and no magnetization is observed as a whole.

ここで、このような物質にＺ方向の静磁場H₀
を印加すると、各原子核がH₀の方向に揃う。 Here, such a substance is subjected to a static magnetic field H ₀ in the Z direction.
When applied, each atomic nucleus aligns in the direction of H ₀ .

第４図イは水素原子核について、この様子を示
したものである。水素原子核のスピン量子数は1/
２であるから、第４図ロに示すように、−1/2と＋
１／２の２つのエネルギー順位に分かれる。２つの
エネルギー順位間のエネルギー差ΔEは、(1)式で
表わされる。 Figure 4A shows this situation for a hydrogen nucleus. The spin quantum number of hydrogen nucleus is 1/
2, so as shown in Figure 4B, -1/2 and +
It is divided into two energy rankings of 1/2. The energy difference ΔE between the two energy ranks is expressed by equation (1).

ΔE＝γ〓H₀ (1) γ：磁気回転比（原子各種ごとに固有の定数） 〓：ｈ／2π ｈ：ブランク定数 ここで、各原子核には、静磁場H₀→によつて、 μ→×H₀→ なる力が加わるので、原子核は、Ｚ軸の回りを(2)
式で示すような角速度ωで歳差運動（みそすり運
動）をする。 ΔE=γ〓H ₀ (1) γ: gyromagnetic ratio (constant unique to each type of atom) 〓: h/2π h: blank constant Here, each atomic nucleus has a static magnetic field H ₀ → →×H ₀ → is applied, so the nucleus moves around the Z axis (2)
It precesses at an angular velocity ω as shown in the equation.

ω＝γH₀（ラーモア角速度） (2) 即ち、原子核の種類ごとに、それぞれ異なつた
ラーモア角速度ωで歳差運動をしている。 ω=γH ₀ (Larmor angular velocity) (2) In other words, each type of atomic nucleus precesses at a different Larmor angular velocity ω.

このように静磁場H₀中におかれた生体に、例
えばラーモア角速度ω₁に対応した周波数（f₁＝ω
１／２π）の電磁波（通常はラジオ波）を印加する
と、この周波数f₁に相当した歳差運動をしている
原子核に共鳴が起り、原子核は(1)式で示されるエ
ネルギー差ΔEに相当するエネルギーを吸収して、
高い方のエネルギー順位に遷移する。 In this way, a living body placed in a static magnetic field H ₀ is given a frequency corresponding to the Larmor angular velocity ω ₁ (f ₁ = ω
When an electromagnetic wave (usually a radio wave) of 1/2π) is applied, resonance occurs in the precessing atomic nucleus corresponding to this frequency f ₁ , and the atomic nucleus has an energy difference ΔE shown by equation (1). absorb the energy that
Transition to a higher energy ranking.

ここで、通常、生体は複数種類の原子核で構成
されているが、静磁場H₀の環境下で、印加され
た周波数f₁の電磁波と共鳴する原子核は、１種類
のみである。従つて、生体に印加する静磁場H₀
の強さと、印加する周波数ｆとを選択することに
より、特定の種類の原子核の共鳴のみを取出すこ
とができる。 Here, although a living body is normally composed of multiple types of atomic nuclei, only one type of atomic nucleus resonates with the applied electromagnetic wave of frequency f ₁ under the environment of static magnetic field H ₀ . Therefore, the static magnetic field H ₀ applied to the living body
By selecting the strength of the atomic force and the applied frequency f, it is possible to extract only the resonance of a specific type of atomic nucleus.

ここで共鳴の強さを測定すれば、原子核の存在
量を知ることができる。また、高い順位へ励起さ
れた原子核は、共鳴後、緩和時間と呼ばれる時定
数で定まる時間の後に、低い順位へ戻る。このと
き、吸収したエネルギーを外部へ放出するので、
共鳴の強さの時間的変化を測定すれば、以下に述
べる時間を知ることができる。 By measuring the strength of the resonance, we can determine the amount of nuclei present. Further, the atomic nucleus excited to a higher order returns to a lower order after a time determined by a time constant called relaxation time after resonance. At this time, the absorbed energy is released to the outside, so
By measuring the temporal change in resonance strength, the following times can be determined.

緩和時間は、スピン−格子緩和時間（縦緩和時
間）T₁と、スピン−スピン緩和時間（横緩和時
間）T₂とに分類される。この緩和時間を観測す
ることにより物質分布のデータを得ることができ
る。一般に固体では、横緩和時間T₂は短く核磁
気共鳴で得たエネルギーは、まずスピン系に行渡
つてから、格子系に移つて行く。従つて、縦緩和
時間T₁は、T₂に比べて著しく大きい。これに対
して、液体では分子が自由に運動しているので、
スピン同士と、スピンと分子系（格子）とのエネ
ルギー交換の起りやすさは同程度である。従つて
時間T₁とT₂はほぼ等しい値になる。 Relaxation time is classified into spin-lattice relaxation time (longitudinal relaxation time) _T1 and spin-spin relaxation time (transverse relaxation time) _T2 . By observing this relaxation time, data on material distribution can be obtained. Generally, in solids, the transverse relaxation time T ₂ is short and the energy obtained by nuclear magnetic resonance is first distributed to the spin system and then to the lattice system. Therefore, the longitudinal relaxation time T ₁ is significantly larger than T ₂ . On the other hand, in a liquid, molecules move freely, so
The likelihood of energy exchange occurring between spins and between spins and the molecular system (lattice) is about the same. Therefore, times T ₁ and T ₂ have approximately equal values.

特に時間T₁は、各化合物の結合の仕方に依存
している時定数であり、正常組織と悪性腫瘍とで
は、値が大きく異なることが知られている。 In particular, the time T ₁ is a time constant that depends on the way each compound binds, and it is known that the value differs greatly between normal tissues and malignant tumors.

ここでは、水素原子核（ ¹H）について説明し
たが、この他にも核スピン角運動量をもつ原子核
で同様の測定を行なうことが可能であり、リン原
子核（ ³¹P）、炭素原子核（ ¹³C）、ナトリウム原
子核（ ²³Na）等に適用可能である。 Here, we have explained hydrogen nuclei ( ¹ H), but similar measurements can be performed with other nuclei that have nuclear spin angular momentum, such as phosphorus nuclei ( ³¹ P), carbon nuclei ( ¹³ C), etc. , is applicable to sodium nuclei ( ²³ Na), etc.

このように、NMRによつて、特定原子核の存
在量及びその緩和時間を測定することができるの
で、物質内の特定原子核について種々の化学的情
報を得ることにより、被検体内に種々の検査を行
なうことができる。 In this way, NMR can measure the abundance of specific atomic nuclei and their relaxation times, so by obtaining various chemical information about specific atomic nuclei within a substance, it is possible to carry out various tests within the subject. can be done.

従来より、このようなNMR現象を利用して、
被検体の組織に関する画像を得るPR法
（projection reconstruction method…投影復元
法とも言う）によるNMR画像装置がある。この
PR法による像再構成の原理は、Ｘ線CT装置とほ
ぼ同様の原理である。まず被検体の体軸方向（ｚ
軸方向）に勾配磁場をかけて、仮想輪切り部分
（ｚ軸に垂直な面）のプロトンを励起する。断層
面として被検体の体軸に直交する面をとるように
説明するが、勾配磁場を変えることにより任意の
面を画像化することが出来る。次に、ｘ、ｙ方向
にそれぞれ勾配磁場をかけ、この状態でNMR信
号を検出し、ｘ、ｙの合成勾配磁場と直角方向へ
のプロジエクシヨンを得る。そして、ｘ、ｙの合
成勾配磁場の値を変える動作を繰り返し、これに
対応するNMR信号を得て、各々フーリエ交換す
ることにより被検体の数多くの方向についてプロ
ジエクシヨンを求める。このプロジエクシヨンを
用いて、CT手法によつて、被検体の像を再構成
する手法がPR法である。 Traditionally, using such NMR phenomena,
There is an NMR imaging device that uses the PR method (projection reconstruction method, also referred to as the projection reconstruction method) to obtain images regarding the tissue of a subject. this
The principle of image reconstruction using the PR method is almost the same as that of an X-ray CT device. First, the body axis direction of the subject (z
A gradient magnetic field is applied in the axial direction) to excite protons in the virtual sliced portion (plane perpendicular to the z-axis). Although it will be explained that a plane perpendicular to the body axis of the subject is taken as the tomographic plane, any plane can be imaged by changing the gradient magnetic field. Next, a gradient magnetic field is applied in each of the x and y directions, and an NMR signal is detected in this state to obtain a projection in a direction perpendicular to the combined x and y gradient magnetic field. Then, by repeating the operation of changing the values of the x and y composite gradient magnetic fields, the corresponding NMR signals are obtained, and by performing Fourier exchange on each, the projections are obtained in many directions of the object. The PR method is a method that uses this projection to reconstruct an image of a subject using a CT method.

第５図は、このPR法による従来装置の検査手
法の一例を説明するための動作波形図である。 FIG. 5 is an operational waveform diagram for explaining an example of an inspection method of a conventional apparatus using this PR method.

初めに、ｚ軸方向に平行で一様な強さの静磁場
H₀中に配置した被検体へ、第５図ロに示すよう
にＺ勾配磁場Gz⁺と、イに示すように狭い周波数
スペクトルf_jの高周波パルス、即ち、RFパルス
（90°パルス）を印加する。 First, a static magnetic field of uniform strength parallel to the z-axis direction
A Z gradient magnetic field Gz ⁺ as shown in Fig. _5B and a high frequency pulse with a narrow frequency spectrum f _j as shown in Fig. 5B, that is, an RF pulse (90° pulse) are applied to the object placed in H 0. do.

生体のＺ軸方向（体軸方向）には、勾配磁界
Gzが印加されており、プロトンは、磁界の強さ
に比例した周期で歳差運動をしている。ここでＺ
軸の或る位置（H₀＋ΔGz）における断面部だけ
は、印加されたRFパルスの周波数（ω_j＝2πf_j）
と同一のラーモア角速度 ω_j＝γ（H₀＋ΔGz） で歳差運動をしている。従つて、この周波数を中
心周波数とする近傍の角速度で歳差運動をしてい
るプロトンだけが励起される。即ち、Ｚ軸方向の
勾配磁場Gzは、生体のスライス面位置決定のた
めに作用する。そして励起されたプロトンの磁化
Ｍを、第６図イに示すような角速度ω_jで回転す
る回転座標系上に示せば、y′軸方向に90°向きを
変えたものとなる。 In the Z-axis direction (body axis direction) of the living body, there is a gradient magnetic field.
Gz is applied, and the protons precess at a period proportional to the strength of the magnetic field. Here Z
Only the cross section at a certain position (H ₀ + ΔGz) on the axis has the frequency of the applied RF pulse (ω _j =2πf _j )
It precesses with the same Larmor angular velocity ω _j = γ (H ₀ + ΔGz). Therefore, only protons that are precessing at an angular velocity in the vicinity of this frequency as the center frequency are excited. That is, the gradient magnetic field Gz in the Z-axis direction acts to determine the position of the slice plane of the living body. If the magnetization M of the excited proton is shown on a rotating coordinate system rotating at an angular velocity ω _j as shown in FIG.

続いて、第５図ハ，ニに示すようにｘ勾配磁場
Gxとｙ勾配磁場Gyを同時に加える。この２つの
勾配磁場により合成の２次元勾配磁場を作り、こ
の環境下でホに示すようなNMR信号を検出す
る。ここで、磁化Ｍは、第６図ロに示すように、
磁場の不均一性によつて、x′−y′面内で矢印方向
に次第に分散しているので、やがてNMR信号は
減少し、第５図ホに示すように時間Tsを経過し
て無くなる。このようにして得られたNMR信号
をフーリエ変換すれば、ｘ勾配磁場Gx、ｙ勾配
磁場Gyにより合成された勾配磁場と直角方向へ
のプロジエクシヨンとなる。その後、所定の時間
Tdだけ待つて、上述と同様の動作にて、次のシ
ーケンスを繰返す。各シーケンスにおいては、
Gx，Gyの値を少しずつ変え、合成勾配磁界の向
きをいろいろにとる。これによつて、各プロジエ
クシヨンに対応するNMR信号を被検体の数多く
の方向について求めることができる。 Next, as shown in Figure 5 C and D, the x gradient magnetic field is
Apply Gx and y gradient magnetic field Gy simultaneously. A composite two-dimensional gradient magnetic field is created by these two gradient magnetic fields, and under this environment, an NMR signal as shown in E is detected. Here, the magnetization M is as shown in FIG.
Due to the non-uniformity of the magnetic field, the NMR signal is gradually dispersed in the direction of the arrow in the x'-y' plane, so the NMR signal eventually decreases and disappears after time Ts, as shown in FIG. 5E. When the NMR signal obtained in this manner is subjected to Fourier transformation, it becomes a projection in a direction perpendicular to the gradient magnetic field synthesized by the x gradient magnetic field Gx and the y gradient magnetic field Gy. Then, for a given period of time
Wait for Td and repeat the next sequence in the same manner as above. In each sequence,
By changing the values of Gx and Gy little by little, we take various directions of the composite gradient magnetic field. Thereby, NMR signals corresponding to each projection can be obtained in many directions of the object.

このような動作をなす従来装置においては、第
５図において、NMR信号が無くなるまでの時間
Tsは、10〜20ｍｓであるが、次のシーケンスに
移るまでの所要時間Tdは、縦緩和時間T₁のため
1sec程度は必要となる。それゆえに、一つの被検
体断面を、例えば128プロジエクシヨンで再構成
するものとすれば、その測定には少なくとも２分
以上の長い時間を必要とし、高速化を実現する際
の大きな障害の一つとなつている。 In conventional equipment that operates in this way, the time required for the NMR signal to disappear is shown in Figure 5.
Ts is 10 to 20 ms, but the time required to move on to the next sequence Td is due to the longitudinal relaxation time T ₁
Approximately 1 sec is required. Therefore, if a cross-section of a single object is to be reconstructed using, for example, 128 projections, the measurement requires a long time of at least 2 minutes, which is one of the major obstacles to achieving high speed. It's becoming one.

このような障害を解決すべく、NMR分析計用
に提案されている公知技術｛DEFT法；driven
equilibrium fourier transform｝を利用して、
高速のNMR画像装置を製作した場合を考察する
と、次のような欠点がある。結論としては、
NMR画像装置にDEFT法を用いることは、不適
切である。なお、NMR画像装置にDEFT法を使
用するとした公知技術例はない。 In order to solve this problem, a known technique {DEFT method; driven
Using the equilibrium fourier transform},
When considering the case of manufacturing a high-speed NMR imaging device, there are the following drawbacks. As conclusion,
It is inappropriate to use the DEFT method in NMR imagers. Note that there is no known technology example that uses the DEFT method in an NMR imaging device.

このNMR分析計用に提案されているDEFT法
は、｛「パルス及びフーリエ変換NMR」フアラ
ー、ベツカー著：吉岡書店｝に記載されている。
このDEFT法ほ高速化のためのパルスシーケンス
であり、（90°x…τ…180°y…τ…90°−ｘ…Td）ⁿ
で構成されるものである。このDEFT法で２次元
のイメージングを行なう場合、90°パルスは、選
択励起法（勾配磁場を同時に印加）を用いて特定
のスライス面内だけを励起するが、これについて
は問題はない。 The DEFT method proposed for this NMR analyzer is described in {"Pulsed and Fourier Transform NMR" by Farrer and Betzker: Yoshioka Shoten}.
This DEFT method is a pulse sequence for speeding up (90°x…τ…180°y…τ…90°−x…Td) ⁿ
It consists of: When performing two-dimensional imaging using this DEFT method, the 90° pulse excites only a specific slice plane using a selective excitation method (simultaneously applying a gradient magnetic field), but there is no problem with this.

しかし、180°パルスは選択と非選択励起の両方
が考えられる。 However, the 180° pulse can be used for both selective and non-selective excitation.

第１２図は第１の90°パルスの直前のｚ軸上の
磁化Mzのスライスの厚さ方向の分布をBlochの
方程式を用いて、計算機でシミユレーシヨンした
結果を示したものである。ここでは、選択励起す
るため90°パルスはガウシアン変調してある。こ
れは、生体の平均的T₁，T₂及びTr＝100ｍｓ（繰
り返し時間）を用いて計算したものである。Mz
は、パルスシーケンスを実行する前のMzを１と
していて、Mzの大きさは、NMR信号強度に対
応している。 FIG. 12 shows the results of a computer simulation using Bloch's equation of the distribution of the magnetization Mz on the z-axis in the thickness direction of the slice immediately before the first 90° pulse. Here, the 90° pulse is Gaussian modulated for selective excitation. This was calculated using the average T ₁ , T ₂ and Tr=100 ms (repetition time) of the living body. Mz
Here, Mz before executing the pulse sequence is set to 1, and the magnitude of Mz corresponds to the NMR signal intensity.

(a) DEFT法の非選択の180°パルスの場合、第１
２図の一点鎖線Ａに示すように、スライス面外
のMzが非常に小さくなつてしまう。(a) In case of 180° pulse with DEFT method not selected, the first
As shown by the dashed line A in FIG. 2, Mz outside the slice plane becomes extremely small.

一般に、パルスシーケンスの待ち時間Tdの
間に、他の複数のスライス面に対して同一なパ
ルスシーケンスを順次ほどこし、その間の十分
に長いTdのため、MzがT₁縦緩和して大きく
なつてから、最初のスライス面の次のビユー
（view）を行なうというマルチスライス法が行
なわれている。これはNMR信号（Mzの大き
さ）の減少をなくして、同時に複数面のデータ
が得られるため、疑似高速法として効果的であ
る。しかし、マルチスライス法は、スライス面
外のMzが、他のスライス面励起の影響を受け
ずに、大きいことが条件となる。 Generally, during the waiting time Td of the pulse sequence, the same pulse sequence is sequentially applied to multiple other slice planes, and due to the sufficiently long Td in between, Mz undergoes _T1 longitudinal relaxation and becomes large. , a multi-slice method is used in which the next view of the first slice plane is performed. This is effective as a quasi-high-speed method because it eliminates the decrease in NMR signal (magnitude of Mz) and allows data from multiple planes to be obtained simultaneously. However, the multi-slice method requires that Mz outside the slice plane be large and unaffected by excitation of other slice planes.

このような条件から見ると、非選択の180°パ
ルスを用いたDEFT法では、スライス面外の
Mzが小さくなつてしまうためマルチスライス
法を併用できない欠点がある。実際のスライス
形状は、第１２図のMzにスライス形状の関数
（ここではガウシアン形）を乗じたものとなり、
それを第１３図に示す。 Under these conditions, the DEFT method using a non-selective 180° pulse
There is a drawback that the multi-slice method cannot be used in combination because Mz becomes small. The actual slice shape is Mz in Figure 12 multiplied by the slice shape function (here Gaussian shape),
This is shown in FIG.

(b) DEFT法の選択励起の180°パルスの場合、第
１２図の鎖線Ｂに示すように、Mzはスライス
面外では大きいので問題ない。しかし、第１３
図では、スライス形状が３つの山状となること
が欠点となる。これは、スライス境界の磁化Ｍ
が選択励起の180°パルスの際、複雑の動作をす
るため各Ｍのベクトル方向がばらばらになり、
結果として信号が減少するためである。(b) In the case of a 180° pulse for selective excitation in the DEFT method, there is no problem because Mz is large outside the slice plane, as shown by the chain line B in FIG. However, the 13th
In the figure, the disadvantage is that the slice shape has three mountain shapes. This is the magnetization M at the slice boundary
When 180° pulse of selective excitation is applied, the vector direction of each M becomes different due to complicated operation.
This is because the signal decreases as a result.

以上のように公知の技術であるDEFT法をその
ままNMR画像装置に使用することは、不適切で
ある。 As described above, it is inappropriate to use the DEFT method, which is a known technique, as it is in an NMR imaging device.

〔解決しようとする問題点〕[Problem to be solved]

本発明は、以上のような従来のPR法による
NMR画像装置が有していた。応答性の悪さを改
善し、得られる画像の質を落さずにスキヤンタイ
ムを短縮し、更にマルチスライス法で高速化を図
つたNMR画像装置を提供することを目的とす
る。 The present invention is based on the conventional PR method as described above.
It had an NMR imager. The purpose of the present invention is to provide an NMR imaging device that improves poor responsiveness, shortens scan time without degrading the quality of images obtained, and further increases speed using a multi-slice method.

〔問題点を解決するための手段〕[Means for solving problems]

本発明は、上記問題点を解決するために、以下
に示すようなシーケンス機能を有した制御手段を
備えるようにしたものである。 In order to solve the above problems, the present invention includes a control means having a sequence function as shown below.

この制御手段の働きにより、縦緩和時間T₁を
経過して磁化Ｍが熱平衡状態（Ｍがｚ軸方向を向
く）になるまで待たず、磁化Ｍをz′軸方向へ強制
的に向けるようにすることができる。 Due to the function of this control means, the magnetization M is forcibly directed in the z'-axis direction without waiting until the longitudinal relaxation time T ₁ has elapsed and the magnetization M reaches a thermal equilibrium state (M points in the z-axis direction). can do.

制御手段のシーケンス機能とは次のような機能
を含む。 The sequence function of the control means includes the following functions.

(イ) 第１の90°パルス、第１の180°パルス、第２
の90°パルス、第２の180°パルスの順に印加す
る。(b) First 90° pulse, first 180° pulse, second
Apply the first 90° pulse, then the second 180° pulse.

(ロ) 前記第１および第２の90°パルス印加は、同
時に勾配磁場を与える手段を付勢して第１の勾
配磁場も印加し特定のスライス面のみを励起す
る選択励起とし、 前記第１および第２の180°パルス印加は勾配
磁場を印加しない非選択励起とする。(b) The application of the first and second 90° pulses is selective excitation in which a means for applying a gradient magnetic field is simultaneously activated to also apply the first gradient magnetic field to excite only a specific slice plane; The second 180° pulse application is non-selective excitation without applying a gradient magnetic field.

(ハ) 前記第２の180°パルスは第２の90°パルス印
加直後に印加する。(c) The second 180° pulse is applied immediately after the second 90° pulse is applied.

(ニ) 上記シーケンスを繰り返すとき、シーケンス
間の待ち時間中に、前記(イ)ないし(ハ)と同様であ
るが互いに異なるスライス面を励起するように
して１スキヤンで複数面の画像用データを検出
できるようにする。(d) When repeating the above sequence, during the waiting time between sequences, image data for multiple planes is generated in one scan by exciting slice planes similar to (a) to (c) above but different from each other. Make it discoverable.

〔実施例〕〔Example〕

以下、図面を用いて本発明を説明する。 Hereinafter, the present invention will be explained using the drawings.

第１図は、本発明に係る装置の一実施例の構成
を示すブロツク図である。同図において、１は一
様な静磁場H₀（この場合の方向をＺ方向とする）
を発生させるための静磁場用コイル、２はこの静
磁場用コイル１の制御回路で、例えば直流安定化
電源を含んでいる。静磁場用コイル１によつて発
生する磁束の密度H₀は0.1T程度であり、また均
一度は10^-4以上であることが望ましい。 FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of an embodiment of the apparatus according to the present invention. In the same figure, 1 is a uniform static magnetic field H ₀ (the direction in this case is the Z direction)
A static magnetic field coil 2 for generating the static magnetic field coil 2 is a control circuit for the static magnetic field coil 1, and includes, for example, a DC stabilized power supply. It is desirable that the density H ₀ of the magnetic flux generated by the static magnetic field coil 1 is about 0.1 T, and that the uniformity is 10 ⁻⁴ or more.

３は勾配磁場用コイルを総括的に示したもの、
４はこの勾配磁場用コイル３の制御回路である。 3 shows a general overview of gradient magnetic field coils;
4 is a control circuit for this gradient magnetic field coil 3.

第７図イは勾配場用コイル３の一例を示す構成
図である。同図イに示すコイルは、ｚ勾配磁場用
コイル３１と、ｙ勾配磁場用コイル３２，３３と
を含んでいる。更に、図示していないがｙ勾配磁
場用コイル３２，３３と同じ形であつて、90°回
転して設置されるｘ勾配磁場用コイルも含んでい
る。この勾配磁場用コイル３は、一様な静磁場
H₀と同一方向で、ｘ，ｙ，ｚ軸方向にそれぞれ
直線勾配をもつ磁場を発生する。制御回路４はコ
ントローラ２０によつて制御される。 FIG. 7A is a configuration diagram showing an example of the gradient field coil 3. The coil shown in FIG. 1A includes a z-gradient magnetic field coil 31 and y-gradient magnetic field coils 32 and 33. Furthermore, although not shown, it also includes an x-gradient magnetic field coil that has the same shape as the y-gradient magnetic field coils 32 and 33 and is installed rotated by 90 degrees. This gradient magnetic field coil 3 produces a uniform static magnetic field.
Generates a magnetic field with linear gradients in the x, y, and z axis directions in the same direction as H ₀ . Control circuit 4 is controlled by controller 20.

５は被検体に狭い周波数スペクトルｆの高周波
パルス、即ち、RFパルスを電磁波として与える
励起コイルで、その構成を第７図ロに示す。 Reference numeral 5 denotes an excitation coil for applying a high frequency pulse of a narrow frequency spectrum f, that is, an RF pulse, to the subject as an electromagnetic wave, the configuration of which is shown in FIG. 7B.

６は測定しようとする原子核のNMR共鳴条件
に対応する周波数（例えばプロトンでは、42.6M
Hz／Ｔ）の信号を発生する発振器で、その出力
は、コントローラ２０からの信号によつて開閉が
制御されるゲート回路３０と、パワーアンプ７を
介して励磁コイル５に印加されている。８は被検
体におけるNMR信号を検出するための検出コイ
ルで、その構成は第７図ロに示す励磁コイルと同
じで、励磁コイル５に対して90°回転して設置さ
れている。なお、この検出コイル８は、被検体に
できるだけ近接して設置されることが望ましい
が、必要に応じて、励磁コイル５の兼用させても
よい。 6 is the frequency corresponding to the NMR resonance condition of the atomic nucleus to be measured (for example, 42.6M for protons)
Hz/T), the output of which is applied to the exciting coil 5 via a gate circuit 30 whose opening/closing is controlled by a signal from a controller 20 and a power amplifier 7. 8 is a detection coil for detecting the NMR signal in the subject, and its configuration is the same as the excitation coil shown in FIG. Although it is desirable that the detection coil 8 be installed as close as possible to the subject, it may also be used as the excitation coil 5 if necessary.

９は検出コイル８から得られる核磁気共鳴信号
（NMR信号…FID信号・エコー信号）を増幅する
増幅器、１０は位相検波回路、１１は位相検波さ
れた増幅器９からの波形信号を記憶するウエーブ
メモリ回路で、Ａ／Ｄ変換器を含んでいる。１３
はウエーブメモリ回路１１からの信号を例えば光
フアイバで構成される伝送路１２を介して入力
し、所定の信号処理を施して断層像を得るコンピ
ユータ、１４は得られた断層像を表示するテレビ
ジヨンモニタのような表示器である。また、コン
トローラ２０からコンピユータ１３へは、信号線
２１により、必要な情報が伝送される。 9 is an amplifier that amplifies the nuclear magnetic resonance signal (NMR signal...FID signal/echo signal) obtained from the detection coil 8, 10 is a phase detection circuit, and 11 is a wave memory that stores the phase-detected waveform signal from the amplifier 9. The circuit includes an A/D converter. 13
14 is a computer that inputs the signal from the wave memory circuit 11 via a transmission line 12 made of, for example, an optical fiber and performs predetermined signal processing to obtain a tomographic image; 14 is a television that displays the obtained tomographic image. It is a display device like a monitor. Further, necessary information is transmitted from the controller 20 to the computer 13 via a signal line 21.

コントローラ２０は、勾配磁場Gz，Gx，Gy，
RFパルスの振幅を制御するために必要な信号
（アナログ信号）、及びRFパルスの送信やNMR
信号の受信に必要な制御信号（デジタル信号）を
出力することができるように構成されたものであ
る。このコントローラ２０は、本発明に係る装置
の特徴とするシーケンス機能、即ち、RFパルス
の動作タイミングや各勾配磁場の動作タイミング
を制御する機能を有している。ただし、このシー
ケンス機能を果す素子は、コントローラ２０に限
定するものでなく、他の素子、例えば、コンピユ
ータ１３にこの機能をもたせても本発明は成立す
る。 The controller 20 generates gradient magnetic fields Gz, Gx, Gy,
Signals required to control the amplitude of RF pulses (analog signals), as well as RF pulse transmission and NMR
It is configured to be able to output a control signal (digital signal) necessary for signal reception. This controller 20 has a sequence function that is a feature of the device according to the present invention, that is, a function that controls the operation timing of the RF pulse and the operation timing of each gradient magnetic field. However, the element that performs this sequence function is not limited to the controller 20, and the present invention can be implemented even if other elements, such as the computer 13, have this function.

このように構成された本発明の装置の動作を、
第８図を参照し、段階を追つて順次説明する。 The operation of the device of the present invention configured in this way is as follows:
A step-by-step explanation will be given with reference to FIG.

() 制御回路２から静磁場用コイル１に電流を
流し、被検体（被検体は各コイルの円筒内に設
置）に静磁場H₀を与えた位置において、コン
トローラ２０より制御回路４を介して、ｚ勾配
磁場用コイル３１に電流を流し、第８図ロに示
すように、ｚ勾配磁場Gz⁺を与える。なお、上
述したが、被検体の体軸とｚ軸とは一致する方
向である。() A current is passed from the control circuit 2 to the static magnetic field coil 1, and at a position where a static magnetic field H ₀ is applied to the subject (the subject is installed inside the cylinder of each coil), the controller 20 sends a current through the control circuit 4. , a current is passed through the z gradient magnetic field coil 31 to provide a z gradient magnetic field Gz ⁺ as shown in FIG. 8B. Note that, as described above, the body axis of the subject and the z-axis are in the same direction.

この時点t₀においては、磁化Ｍは第９図イの回
転座標系に示すようにy′軸方向に90°向きを変え
る。続いて、ｘ勾配磁場用コイル及びｙ勾配磁場
用コイル３２，３３に電流を流し、第８図ハ，ニ
に示すように所定の大きさの磁場G_x1，G_y1を印
加し、検出コイル８から得られる第８図ヘに示す
ようなNMR共鳴信号を検出する。NMR共鳴信
号が検出されている時点（例えばt₁の時点）で
は、磁化Ｍは第９図ロに示すように、x′、y′面内
で破線矢印方向に次第に分散していく途中にあ
る。検出コイル８で検出されるNMR共鳴信号
は、時間とともに次第に減衰するもので、この信
号は、増幅器９で増幅され、位相検波回路１０で
位相検波され、ウエーブメモリ回路１１を介して
コンピユータ１３に印加される。ここで、NMR
共鳴信号はフーリエ変換され１プロジエクシヨン
の信号となる。これまでの動作は従来装置と同様
である。 At this time t ₀ , the magnetization M changes direction by 90° in the y'-axis direction as shown in the rotating coordinate system of FIG. 9A. Subsequently, current is passed through the x gradient magnetic field coils and the y gradient magnetic field coils 32 and 33, and magnetic fields G _x1 and G _y1 of predetermined magnitude are applied as shown in FIG. Detect an NMR resonance signal as shown in FIG. At the time when the NMR resonance signal is detected (for example, at time t ₁ ), the magnetization M is gradually dispersing in the direction of the dashed arrow in the x' and y' planes, as shown in Figure 9 (b). . The NMR resonance signal detected by the detection coil 8 gradually attenuates over time, and this signal is amplified by an amplifier 9, phase detected by a phase detection circuit 10, and applied to a computer 13 via a wave memory circuit 11. be done. Here, NMR
The resonance signal is Fourier transformed and becomes a signal of one projection. The operation up to now is the same as that of the conventional device.

ここで、被検体のスライス面を決定するための
オフセツトの値は、はじめに第８図ホに示すよう
に所定の値S_Aとなつており、第１０図において、
S_Aに対応するスライス面Ａが選択されている。 Here, the offset value for determining the slice plane of the object is initially a predetermined value S _A as shown in FIG. 8 E, and in FIG.
Slice plane A corresponding to S _A is selected.

NMR共鳴信号が無くなるまでのτ時間経過
後、コントローラ２０は、ゲート回路３０を開と
し、励磁コイル５に電流を流し、今度は第８図イ
に示すように同一面に矩形波状に変調された180°
−ｘパルスを印加する。続いて、第８図ハ，，ニ
に示すようにｘ勾配磁場用コイル及びｙ勾配磁場
用コイルに電流を流し、前回と同様の所定の大き
さの磁場G_x1，G_y1を同時に印加させる。 After the time τ has elapsed until the NMR resonance signal disappears, the controller 20 opens the gate circuit 30 and causes the current to flow through the excitation coil 5, which is now modulated in a rectangular waveform on the same plane as shown in FIG. 8A. 180°
-Apply x pulse. Subsequently, as shown in FIGS. 8C and 8D, current is applied to the x gradient magnetic field coil and the y gradient magnetic field coil to simultaneously apply magnetic fields G _x1 and G _y1 of the same predetermined magnitude as the previous time.

180°−ｘパルスを印加すると、分散した磁化Ｍ
は、第９図ハハに示すように再び集合し始め、検
出コイル８からは、第８図ヘに示すように次第に
増大するNMR信号（この信号をエコー信号と呼
ぶ）が検出される。180°−ｘパルスを印加してか
ら、τ時間経過後、エコー信号は第８図ヘに示す
ように最大となる。このエコー信号は、τ時間の
間、被検体の状態が変わらないものとすれば、は
じめに出力されたNMR共鳴信号と時間軸に対し
て対称な信号波形となる。この時点t₃で、ゲート
回路３０を開とし、G_z ⁺の下で励磁コイル５に電
流を流し、今度は第８図イに示すように90°パル
スを印加し、第９図ニのように磁化Ｍを−z′軸方
向に強制的に向ける。 When applying a 180°-x pulse, the dispersed magnetization M
begin to gather again as shown in FIG. 9, and an NMR signal (this signal is called an echo signal) that gradually increases as shown in FIG. 8 is detected from the detection coil 8. After the lapse of time τ after the application of the 180°-x pulse, the echo signal reaches its maximum as shown in FIG. This echo signal has a signal waveform that is symmetrical to the initially output NMR resonance signal with respect to the time axis, assuming that the state of the subject does not change during the time τ. At this time _t3 , the gate circuit 30 is opened, current is applied to the excitation coil 5 under G _z ⁺ , and a 90° pulse is applied as shown in Fig. 8A, and as shown in Fig. 9D. The magnetization M is forcibly directed in the -z' axis direction.

続いて、G_z ⁺の印加を中止し、ゲート回路３０
より矩形波状に変調され出力されたRF信号
（180°_xパルス）にて被検体を励起する。これによ
り磁化Ｍは第９図ホに示すように一斉に＋z′方向
に向きが揃う。この時点t₄で始めの時点と同じ状
態に復帰することになる。ただし、この方式で
は、物質のもつスピン−スピン緩和または横緩和
による緩和が残り、t₄の時点で磁化Ｍは完全に上
向きにならず、z′軸に一致するまでにTd時間を
要す。しかしながら、t₄の時点では磁化ＭがZ′軸
から僅かに分散しているだけであるところから、
Tdは緩和時間T₁に比較して十分短く、例えば4τ
程度である。 Subsequently, the application of G _z ⁺ is stopped, and the gate circuit 30
The subject is excited with an RF signal (180° _x pulse) modulated into a rectangular waveform and output. As a result, the magnetizations M are all aligned in the +z' direction as shown in FIG. 9E. At this point _t4 , the state returns to the same state as at the beginning. However, in this method, relaxation due to spin-spin relaxation or transverse relaxation of the material remains, and the magnetization M does not completely turn upward at time _t4 , and it takes Td time to align with the z' axis. However, since the magnetization M is only slightly dispersed from the Z′ axis at time t ₄ ,
Td is sufficiently short compared to the relaxation time _T1 , for example 4τ
That's about it.

ところで、本発明においては、スライス面Ａの
磁化ＭがZ′軸に一致するまでの時間（例えば4τ）
すら待たないで、この間に、スライス面Ａとは異
なつた、従つてスライス面Ａの磁化の状態に影響
されない別のスライス面（例えば第１０図におけ
るスライス面Ｂ，Ｃ）をオフセツトの値を変える
ことによつて選択し、第８図チに示すシーケンス
No.と同様のシーケンスを直ちに実行するもので
ある。すなわち、第８図ホに示すように、オフセ
ツトの値をS_AからS_Bとし、スライス面Ｂを選択
し、第８図イに示すように、直ちに90°パルスを
印加し、τ時間経過後180°−ｘパルス、続いてτ
時間経過後90°パルスを印加する。なお、このシ
ーケンスNo.において、ｘ勾配磁場G_x，ｙ勾配
磁場G_yの大きさは、ここではシーケンスNo.の
場合と同じであり、シーケンスNo.と同じ投影方
向α₁（第８図チ参照）に１プロジエクシヨンの信
号を得る。以下、同じようにして、オフセツトの
値をS_BからS_Cとし、スライス面Ａ及びＢとは異な
つた、従つてこれら各スライス面の磁化の状態に
影響されない別のスライス面Ｃを選択し、シーケ
ンスNo.を実行する。これによつて、スライス面
Ｃにおいて、投影方向α₁の１プロジエクシヨンの
信号を得る。 By the way, in the present invention, the time required for the magnetization M of the slice plane A to coincide with the Z' axis (for example, 4τ)
During this time, without even waiting, change the offset value of another slice plane (for example, slice planes B and C in FIG. 10) that is different from slice plane A and is therefore not affected by the state of magnetization of slice plane A. The sequence shown in FIG.
The same sequence as No. is executed immediately. That is, as shown in Fig. 8(e), set the offset value from S _A to S _B , select slice plane B, and immediately apply a 90° pulse as shown in Fig. 8(a). 180°−x pulse followed by τ
After a period of time, apply a 90° pulse. In this sequence No., the magnitudes of the x gradient magnetic field G _x and the y gradient magnetic field G _y are the same as in the case of sequence No., and the same projection direction α ₁ as sequence No. (see) to obtain a signal of one projection. Hereinafter, in the same way, change the offset value from S _B to S _C , select another slice plane C that is different from slice planes A and B, and therefore is not affected by the state of magnetization of each slice plane, Execute sequence number. As a result, a signal of one projection in the projection direction α ₁ is obtained on the slice plane C.

このように、シーケンスNo.からシーケンスNo.
の連続するシーケンスの実行によつて、ｎ枚の
スライス面Ａ〜Ｎについて、それぞれ投影方向α₁
の１プロジエクシヨン信号を得る。 In this way, from sequence number to sequence number.
By executing the continuous sequence _of
1 projection signal is obtained.

これにより、１シーケンスが高速化される上
に、待ち時間T_d区間に他のスライス面のデータ
が得られ、見かけ上更に高速化されることにな
る。 This not only speeds up one sequence, but also allows data of other slice planes to be obtained during the waiting time T _d interval, apparently further speeding up the processing.

なお、スライス面Ａ〜Ｎを選択するためのオフ
セツトを発生させる方法は、次のいずれかの手法
によつても実現できる。 Note that the method of generating an offset for selecting the slice planes A to N can also be realized by any of the following methods.

() 静磁場H₀の値を各シーケンスごとに変化さ
せる。() Change the value of the static magnetic field H ₀ for each sequence.

() Ｚ勾配磁場コイル（第７図イの３１）に各
シーケンスごとに変化する同方向電料を与え
る。() Apply a codirectional electric charge that changes for each sequence to the Z gradient magnetic field coil (31 in Fig. 7A).

また、磁場オフセツトは加えずにRfパルスの
周波数を各シーケンスごとに変化させてスライス
面Ａ〜Ｎを選択することもできる。 It is also possible to select the slice planes A to N by changing the frequency of the Rf pulse for each sequence without applying any magnetic field offset.

シーケンスNo.が終了した時点では、シーケン
スNo.の実行によつて選択されたスライス面Ａの
磁化Ｍの状態は、シーケンスNo.〜No.までの実
行の間に、シーケンスNo.の終了から4τ以上経過
しているので、Z′軸に向いたものとなつている。 At the end of the sequence No., the state of magnetization M of the slice plane A selected by the execution of the sequence No. is 4τ from the end of the sequence No. during the execution of the sequence No. to No. Since the above period has passed, it is now oriented towards the Z' axis.

シーケンスNo.ｎ＋１では、再びオフセツトの値
を、第８図ホに示すようにスライス面Ａを選択す
るようにシーケンスNo.と同様のS_Aとし、今度
はｘ勾配磁場G_xの値を、第８図ハに示すように
G_x1からG_x2、またｙ勾配磁場G_yの値を、第８図
ニに示すようにG_y1からG_y2とする。これによつ
てスライス面Ａにおいて、投影の方向α₂としたプ
ロジエクシヨンの信号を得る。続いてシーケンス
No.ｎ＋２では、スライス面Ｂにおいて投影の方向
がα₂としたプロジエクシヨンの信号を得る。以下
同じように各スライス面Ｃ〜Ｎにおいて投影の方
向がα₂であるプロジエクシヨンの信号を得るため
のシーケンス（シーケンスNo.ｎ＋３〜No.2n）を
実行する。以後、同様にして各シーケンスを繰り
返し、各スライス面Ａ〜Ｎについて、各投影方向
からのプロジエクシヨンの信号（例えば各スライ
ス面Ａ〜Ｎについて、投影方向α₁からα₁₂₈までの
128プロジエクシヨンの信号）を得る。 In sequence No. n+1, the offset value is again set to S _A , which is the same as in sequence No., so as to select the slice plane _A as shown in FIG. As shown in Figure 8 C
Let the values of G _x1 to G _x2 and the y gradient magnetic field G _y be G _y1 to G _y2 as shown in FIG. 8D. As a result, a projection signal in the projection direction α ₂ is obtained on the slice plane A. followed by the sequence
In No. n+2, a projection signal with a projection direction of α ₂ on the slice plane B is obtained. Thereafter, in the same way, sequences (sequences No. n+3 to No. 2n) for obtaining projection signals whose projection direction is α ₂ are executed on each slice plane C to N. Thereafter, each sequence is repeated in the same way, and for each slice plane A to N, projection signals from each projection direction (for example, for each slice plane A to N, projection signals from projection directions α ₁ to α ₁₂₈ are
128 projection signal).

コンピユータ１３は、各シーケンスにおいて、
例えばはじめに出力されるNMR共鳴信号をフー
リエ変換し、Ｘ線CTと同様な公知の手法（例え
ばfiltered back projection）によつて各スライ
ス面Ａ〜Ｎを単位としてそれぞれ再構成演算を行
ない、各スライス面Ａ〜Ｎの断層像を得、これを
表示器１４に順次あるいは必要なスライス面を選
択して表示する。 In each sequence, the computer 13
For example, the first output NMR resonance signal is Fourier transformed, and reconstruction calculations are performed on each slice plane A to N as a unit using a known method similar to X-ray CT (for example, filtered back projection). The tomographic images A to N are obtained and displayed on the display 14 sequentially or by selecting necessary slice planes.

なお、実施例では、１回のシーケンスにおい
て、印加するRFパルスを90°x…180°−ｘ…90°−
ｘ・180°xとしたが、本発明に係る装置の特徴は、
第２の90°パルスで磁化Ｍを全て下方に向けるこ
とにある。従つて、例えば、90°x…180°y…
90°x・180°−ｘ（180°yのRFパルスは、位相差90°
をRF信号を用いて作られる）の位相関係で、所
定の原子核にパルスを加えるようにしても良い。 In addition, in the example, in one sequence, the applied RF pulse is 90°x…180°−x…90°−
x・180°x, but the features of the device according to the present invention are as follows:
The purpose of the second 90° pulse is to direct the magnetization M entirely downward. Therefore, for example, 90°x…180°y…
90°x・180°−x (180°y RF pulse has a phase difference of 90°
A pulse may be applied to a given atomic nucleus with a phase relationship of (generated using an RF signal).

第１１図は本発明をスピンワープ法に適用した
ものである。第８図に示すPR法と基本的に異な
るところは勾配磁場Gx，Gyの与え方である。ス
ピンワープ法では、第１の90°パルスと第１の
180°パルスの区間において、まず同図ハのように
ｘ方向勾配磁場g_xをt_x時間印加する。これにより
スピンをｘ方向に位相コード化したことになる。
一方これと同時に、同図ニに示すように、上記第
１の90°パルスと第１の180°パルス印加の間で、
極性の異なるｙ方向勾配磁場g_y，g_y′を順次印加
する。g_yによつて分散したスピンはg_y′によつて
集合し、同図ヘに示すようなエコー信号となる。 FIG. 11 shows the application of the present invention to the spin warp method. The basic difference from the PR method shown in FIG. 8 is how the gradient magnetic fields Gx and Gy are applied. In the spin warp method, the first 90° pulse and the first
In the 180° pulse period, first, an x-direction gradient magnetic field g _x is applied for a time t _x as shown in c in the figure. This means that the spins are phase encoded in the x direction.
Meanwhile, at the same time, as shown in Figure D, between the application of the first 90° pulse and the first 180° pulse,
Y-direction gradient magnetic fields g _y and g _y ' having different polarities are sequentially applied. The spins dispersed by g _y are collected by g _y ′, resulting in an echo signal as shown in the figure.

次の、第１の180°パルスと第２の90°パルス印
加の区間では、同図ハ，ニのように前区間と同一
なｘおよびｙ勾配磁場を時間軸が反転した関係で
印加する。この場合、第１の180°パルスの印加の
ため再びエコー信号が現れる。その後は第８図の
場合と同様に第２の90°パルスと第２の180°パル
スによつて磁化Ｍは熱の平衡状態になる。 In the next section of applying the first 180° pulse and the second 90° pulse, the same x and y gradient magnetic fields as in the previous section are applied with the time axes reversed, as shown in c and d of the figure. In this case, an echo signal appears again due to the application of the first 180° pulse. Thereafter, as in the case of FIG. 8, the magnetization M is brought into a thermal equilibrium state by the second 90° pulse and the second 180° pulse.

以後、同一なｙ方向勾配磁場g_y，g_y′を用い、
ｘ方向勾配磁場g_xと印加時間t_xの積の値を所定の
関係で適宜に変えつつシーケンスを繰り返す。 Hereafter, using the same y-direction gradient magnetic fields g _y and g _y ′,
The sequence is repeated while appropriately changing the value of the product of the x-direction gradient magnetic field g _x and the application time t _x in a predetermined relationship.

各シーケンスにおける２つのエコー信号の内少
なくとも一方のエコー信号が検出され、２次元フ
ーリエ変換が施され、画像再構成に用いられる。 At least one of the two echo signals in each sequence is detected, subjected to two-dimensional Fourier transformation, and used for image reconstruction.

なお、g_x・t_xを変える場合少なくとも一方は固
定で他方のみ変えるような態様であつてもよい。 Note that when changing g _x and t _x, at least one may be fixed and only the other may be changed.

以上のように動作する本発明のパルスシーケン
スによれば、Mzの分布およびスライス形状を従
来の分析計用DEFT法の場合に対比して示せば、
第１２図および第１３図の実線Ｃのようになり、
従来のような欠点が解消されていることが分か
る。 According to the pulse sequence of the present invention that operates as described above, the Mz distribution and slice shape are compared with those of the conventional DEFT method for analyzers.
It will look like the solid line C in Figures 12 and 13,
It can be seen that the drawbacks of the conventional system have been resolved.

（発明の効果） 以上述べたように、本発明によれば、第８図に
示したパルスシーケンスにより、１ビユー分のシ
ーケンスが終了した時点で強制的に、かつ正確に
スライス面内外すべての磁化Ｍを熱平衡状態（又
はその近傍）にすることができる。そのため、従
来法（例えば、SR法）のようにT₁による自然緩
和を待つ必要がなく、パルスシーケンスの間隔を
短縮でき、スキヤンタイムを短縮することができ
る。(Effects of the Invention) As described above, according to the present invention, by the pulse sequence shown in FIG. M can be brought into thermal equilibrium (or close to it). Therefore, there is no need to wait for natural relaxation due to T ₁ as in the conventional method (for example, SR method), and the pulse sequence interval can be shortened, and the scan time can be shortened.

更に、各パルスシーケンス間の待ち時間を有効
利用すべく待ち時間中に他のスライス面を励起し
てエコー信号を検出できるようにし、見かけ上パ
ルスシーケンスを高速化することができる。 Furthermore, in order to make effective use of the waiting time between each pulse sequence, other slice planes are excited during the waiting time so that echo signals can be detected, making it possible to apparently speed up the pulse sequence.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of the drawing]

第１図は本発明の実施例装置の構成図、第２図
は水素原子のスピンを説明する図、第３図は水素
原子の磁気モーメントの模式化した図、第４図は
水素原子の原子核が磁場の方向に揃う状態を説明
する図、第５図はNMRによる検査パルス波形の
一例を示す図、第６図は磁化Ｍを回転座標系に表
示した図、第７図は磁場用コイルの一例を示す構
造図、第８図は本発明に係るシーケンスを説明す
るための動作波形図、第９図は本発明の手法によ
るそれぞれの時点での磁化Ｍの方向を回転座標系
上に示した説明図、第１０図は被検体のスライス
面を示す説明図、第１１図は本発明の手法をスピ
ンワープ法に適用した場合のシーケンスを説明す
るための動作波形図、第１２図は第８図のシーケ
ンスを連続的に実行し動的平衡状態に達した状態
をコンピユータシミユレーシヨンした結果を示し
た図、第１３図は第１２図のMzの状態に第１の
90°パルスと、ｚ勾配磁場Gzを印加して選択励起
した後のNMR信号強度を表わした図である。 １……静磁場用コイル、２……静磁場用コイル
の制御回路、３……勾配磁場用コイル、４……勾
配磁場用コイルの制御回路、５……励磁コイル、
６……RF発振器、７……パワーアンプ、８……
検出コイル、９……増幅器、１０……位相検波回
路、１１……ウエーブメモリ回路、１３……コン
ピユータ、１４……表示器、２０……コントロー
ラ、３０……ゲート回路、３１……ｚ勾配磁場用
コイル、３２，３３……ｙ勾配磁場用コイル。 Figure 1 is a block diagram of an embodiment of the device of the present invention, Figure 2 is a diagram explaining the spin of a hydrogen atom, Figure 3 is a schematic diagram of the magnetic moment of a hydrogen atom, and Figure 4 is a diagram of the nucleus of a hydrogen atom. Figure 5 is a diagram showing an example of the inspection pulse waveform by NMR, Figure 6 is a diagram showing the magnetization M in a rotating coordinate system, and Figure 7 is a diagram showing the state in which the magnetic field coils are aligned in the direction of the magnetic field. A structural diagram showing an example, Fig. 8 is an operation waveform diagram for explaining the sequence according to the present invention, and Fig. 9 shows the direction of magnetization M at each time point according to the method of the present invention on a rotating coordinate system. FIG. 10 is an explanatory diagram showing a slice plane of the subject, FIG. 11 is an operation waveform diagram for explaining the sequence when the method of the present invention is applied to the spin warp method, and FIG. Figure 13 shows the results of a computer simulation of the state in which the dynamic equilibrium state is reached by continuously executing the sequence shown in Figure 12.
FIG. 3 is a diagram showing the NMR signal intensity after selective excitation by applying a 90° pulse and a z gradient magnetic field Gz. 1... Static magnetic field coil, 2... Static magnetic field coil control circuit, 3... Gradient magnetic field coil, 4... Gradient magnetic field coil control circuit, 5... Excitation coil,
6...RF oscillator, 7...power amplifier, 8...
Detection coil, 9...Amplifier, 10...Phase detection circuit, 11...Wave memory circuit, 13...Computer, 14...Display device, 20...Controller, 30...Gate circuit, 31...Z gradient magnetic field Coil for use, 32, 33... Coil for y gradient magnetic field.

Claims (1)

【特許請求の範囲】 １ 被検体に静磁場（H0）を与える手段と、被
検体に勾配磁場を与える手段と、被検体の組織を
構成する原子の原子核に核磁気共鳴を与えるため
の高周波パルスを印加する手段とを備え、生じた
核磁気共鳴信号のうち、必要な信号を利用して被
検体の組織に関する画像を得る装置において、 下記(イ)ないし(ニ)よりなるシーケンス機能を有し
た制御手段を具備したことを特徴とするNMR画
像装置。 記 (イ) 第１の90°パルス、第１の180°パルス、第２
の90°パルス、第２の180°パルスの順に印加す
る。 (ロ) 前記第１および第の290°パルス印加は同時に
勾配磁場を与える手段を付勢して第１の勾配磁
場を印加する選択励起とし、 前記第１および第２の180°パルス印加は勾配
磁場を印加しない非選択励起とする。 (ハ) 前記第２の180°パルスは第２の90°パルス印
加直後に印加する。 (ニ) 前記第１の90°パルスと第１の180°パルスの
区間において、ｘ方向勾配磁場（g_x）を所定の
時間（t_x）の間印加してｘ方向に位相コード化
すると共に、スピンを分散させた後再び集合さ
せるための極性の異なるｙ方向勾配磁場g_yとg_y
⁻を順次印加する。 次の第１の180°パルスと第２の90°パルス印
加の区間では、上記と同一なｘおよびｙ勾配磁
場を時間軸が反転した関係で印加する。 (ホ) 前記(ニ)と同一なｙ方向勾配磁場g_yとg_y ^-をを
用い、ｘ方向勾配磁場（g_x）と印加時間（t_x）
の積の値を所定の関係で適宜変えつつシーケン
スを繰り返す。[Scope of Claims] 1. A means for applying a static magnetic field (H0) to a subject, a means for applying a gradient magnetic field to a subject, and a high-frequency pulse for imparting nuclear magnetic resonance to the nuclei of atoms constituting the tissue of a subject. an apparatus for obtaining an image of the tissue of a subject by using necessary signals among the generated nuclear magnetic resonance signals, which has a sequence function consisting of the following (a) to (d): An NMR imaging device characterized by comprising a control means. Note (a) First 90° pulse, first 180° pulse, second
Apply the first 90° pulse, then the second 180° pulse. (b) The application of the first and second 290° pulses simultaneously activates means for applying a gradient magnetic field to selectively excite the first gradient magnetic field, and the application of the first and second 180° pulses Non-selective excitation without applying a magnetic field. (c) The second 180° pulse is applied immediately after the second 90° pulse is applied. (d) In the interval between the first 90° pulse and the first 180° pulse, apply an x-direction gradient magnetic field (g _x ) for a predetermined time (t _x ) to perform phase encoding in the x-direction, and , y-direction gradient magnetic fields g _y and g _y with different polarities to disperse and reassemble the spins.
^- are applied sequentially. In the next application period of the first 180° pulse and the second 90° pulse, the same x and y gradient magnetic fields as above are applied with the time axes reversed. (e) Using the same y-direction gradient magnetic fields g _y and g _y ^- as in (d) above, calculate the x-direction gradient magnetic field (g _x ) and application time (t _x ).
The sequence is repeated while appropriately changing the value of the product according to a predetermined relationship.