JPH11216126A - Nuclear magnetic resonance examination device - Google Patents

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To make it possible to find the resonance frequency of water easily regardless of examination part. SOLUTION: RF output (step 42) is adjusted to make a flip angle of RF pulse accurate. A pulse sequence is executed by a saturation recovery method to produce NMR signal and the data are collected (step 43). Thereby, since it is possible to suppress signal of a fat, and because maximum peak is a peak of water at a frequency spectrum, which has been obtained by doing 1D Fourier transformation of NMR signal, it the resonance frequency of water is obtained from the maximum peak position (step 44).

Description

【発明の詳細な説明】DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【０００１】[0001]

【発明の属する技術分野】この発明は、核磁気共鳴現象
（ＮＭＲ現象）を利用してイメージングなどを行う核磁
気共鳴検査装置に関し、とくにＣＨＥＳＳ法を行うのに
好適な核磁気共鳴検査装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a nuclear magnetic resonance inspection apparatus for performing imaging and the like utilizing a nuclear magnetic resonance phenomenon (NMR phenomenon), and more particularly to a nuclear magnetic resonance inspection apparatus suitable for performing a CHESS method.

【０００２】[0002]

【従来の技術】ＣＨＥＳＳ（ＣＨＥｍｉｃａｌ Ｓｈｉ
ｆｔ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ）法は脂肪抑制イメージング
を行うもので、通常のスピンエコー法などのパルスシー
ケンスの直前に、脂肪の共鳴周波数にキャリア周波数が
合致させられたＲＦパルスを印加して脂肪のスピンを磁
気的に飽和させ、これによって脂肪からの信号を抑制し
た画像を得ようというものである。この脂肪の共鳴周波
数を見出すため、従来では、スピンエコー法によるパル
スシーケンスを行い、ＮＭＲ信号を発生させてこれを採
取し、フーリエ変換し、その周波数スペクトルにおける
最大のピークを示す周波数を探すようにしている。この
最大のピークは通常、水からの信号によるものであり、
これによって水の共鳴周波数を知ることができるので、
一般に脂肪の共鳴周波数が水の共鳴周波数よりも３．５
ｐｐｍ低いことを利用して、脂肪の共鳴周波数を求め
る。2. Description of the Related Art CHESS (CHEMICAL SHI)
The ft Selective method is for performing fat suppression imaging. Immediately before a pulse sequence such as a normal spin echo method, an RF pulse whose carrier frequency is matched to the resonance frequency of fat is applied to magnetically convert fat spin. To obtain an image in which the signal from fat is suppressed. Conventionally, in order to find the resonance frequency of fat, a pulse sequence by the spin echo method is performed, an NMR signal is generated, collected, subjected to Fourier transform, and a frequency showing the largest peak in the frequency spectrum is searched. ing. This largest peak is usually due to the signal from the water,
This allows you to know the resonance frequency of water,
Generally, the resonance frequency of fat is 3.5 times higher than the resonance frequency of water.
The resonance frequency of fat is determined by utilizing the fact that ppm is low.

【０００３】[0003]

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来で
は必ずしも確実に水の共鳴周波数を求めることができな
いという問題がある。すなわち、人体の腹部や膝などで
は、脂肪組織の方がスペクトルのピークが高い場合があ
り、そのような場合には、水ではなくて脂肪の共鳴周波
数を検出してしまう。そうなると、これに基づいて脂肪
抑制のためのＣＨＥＳＳ法のパルスシーケンスを行う
と、予期に反して脂肪の信号を抑制することができなく
なる。たとえば、人体の腹部を検査対象としてスピンエ
コー法によるパルスシーケンスを行い、そこからＮＭＲ
信号を発生させると図６の（ａ）の曲線７１で示すよう
な波形となる。これを１次元フーリエ変換して周波数ス
ペクトルを求めると図６の（ｂ）のようになり、腹部で
は脂肪の成分が多いため水のピーク７２よりも脂肪のピ
ーク７３の方が高くなってしまい、単に最大ピークの周
波数を求めると、水ではなくて脂肪の共鳴周波数を求め
てしまうことになる。However, in the prior art, there is a problem that the resonance frequency of water cannot always be determined with certainty. That is, in the abdomen and knees of the human body, the peak of the spectrum may be higher in the fat tissue, and in such a case, the resonance frequency of fat, not water, is detected. Then, if the pulse sequence of the CHESS method for fat suppression is performed based on this, the fat signal cannot be suppressed unexpectedly. For example, a pulse sequence by the spin echo method is performed on the abdomen of the human body as an inspection target, and then NMR
When a signal is generated, a waveform as shown by a curve 71 in FIG. When this is one-dimensionally Fourier-transformed to obtain a frequency spectrum, the result is as shown in FIG. 6B. The fat peak 73 is higher than the water peak 72 because the fat component is large in the abdomen. If the frequency of the maximum peak is simply obtained, the resonance frequency of fat, not water, will be obtained.

【０００４】さらに、通常、静磁場の不均一がある場合
には、採取したＮＭＲ信号の周波数スペクトルに複数の
ピークが現れるので、脂肪のピークが水のピークよりも
大きいとき、この周波数スペクトルから水の共鳴周波数
を探し出すことは極めて困難となる。そこで、結局は、
人間がこの周波数スペクトルを観察して水のピークと思
われるピークを特定し、これからマニュアルでキャリア
周波数を設定する、というのが一般的な方法となってお
り、操作がきわめて煩雑で、操作者の負担が大きい。[0004] Furthermore, when there is a non-uniformity of the static magnetic field, a plurality of peaks appear in the frequency spectrum of the collected NMR signal. It is very difficult to find the resonance frequency of So, after all,
It is a general method that a human observes this frequency spectrum to identify a peak considered to be a water peak, and then manually sets a carrier frequency. Heavy burden.

【０００５】この発明は、上記に鑑み、ＲＦパルスのキ
ャリア周波数を脂肪等の共鳴周波数に自動的に対応させ
ることができるように改善した核磁気共鳴検査装置を提
供することを目的とする。In view of the above, it is an object of the present invention to provide a nuclear magnetic resonance inspection apparatus improved so that the carrier frequency of an RF pulse can automatically correspond to the resonance frequency of fat or the like.

【０００６】[0006]

【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、この発明による核磁気共鳴検査装置においては、被
検査空間内に静磁場を発生する静磁場発生手段と、該被
検査空間内に直交３軸の各方向に磁場強度が傾斜してい
る傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、該被検査空
間内にＲＦ信号を送信するＲＦ送信手段と、ＮＭＲ信号
を受信する受信手段と、上記ＲＦ送信手段を制御し、反
転１８０°パルスと励起９０°パルスとリフォーカス１
８０°パルスとを順次印加してＮＭＲ信号を発生させる
飽和回復法によるパルスシーケンスを、上記反転１８０
°パルスと励起９０°パルスとの間の時間を約２０ｍｓ
から約２００ｍｓ程度に設定して行い、採取したＮＭＲ
信号をフーリエ変換して得た周波数スペクトルにおいて
最大ピークを示す周波数を検出する手段が備えられるこ
とが特徴となっている。In order to achieve the above object, a nuclear magnetic resonance inspection apparatus according to the present invention comprises: a static magnetic field generating means for generating a static magnetic field in a space to be inspected; Gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field whose magnetic field strength is inclined in each direction of the three orthogonal axes, RF transmitting means for transmitting an RF signal in the inspected space, and receiving means for receiving an NMR signal; The above-mentioned RF transmitting means is controlled, and the inverted 180 ° pulse, the excited 90 ° pulse, and the refocus 1
The pulse sequence according to the saturation recovery method in which an 80 ° pulse is sequentially applied to generate an NMR signal is referred to as the inverted 180 ° pulse sequence.
About 20 ms between the 90 ° pulse and the 90 ° excitation pulse
From about 200 ms, and the collected NMR
It is characterized in that a means for detecting a frequency showing a maximum peak in a frequency spectrum obtained by Fourier-transforming a signal is provided.

【０００７】飽和回復法のパルスシーケンスにおいて、
反転時間（反転１８０°パルスと励起９０°パルスとの
間の時間）を約２０ｍｓから約２００ｍｓ程度に設定し
ている。通常のシステムにおいて脂肪の回復時間は約２
０ｍｓから約２００ｍｓ程度であり、水のそれは２ｓ〜
５ｓ程度であるから、この反転時間は脂肪の回復時間に
対応しており、そのため、この飽和回復法のパルスシー
ケンスで得られるＮＭＲ信号では脂肪からの信号が抑圧
される。そこで、このＮＭＲ信号を採取し、１次元のフ
ーリエ変換を行うことにより周波数スペクトルを得れ
ば、水からの信号により最大のピークが生じる。そこで
この最大のピークを示す周波数を求めれば、水の共鳴周
波数が検出されたことになり、これより３．５ｐｐｍ低
い周波数をキャリアの周波数に設定することなどを自動
的に行うことができる。そのため、ＣＨＥＳＳ法などの
脂肪抑制パルスシーケンスにより、脂肪の信号を効果的
に抑制した画像を得ることができる。In the pulse sequence of the saturation recovery method,
The inversion time (the time between the 180 ° inversion pulse and the 90 ° excitation pulse) is set to about 20 ms to about 200 ms. Fat recovery time is about 2 in a normal system
0ms to about 200ms, and that of water is 2s ~
Since it is about 5 s, this inversion time corresponds to the recovery time of fat, and therefore, the signal from fat is suppressed in the NMR signal obtained by the pulse sequence of the saturation recovery method. Therefore, if the NMR signal is collected and a one-dimensional Fourier transform is performed to obtain a frequency spectrum, a maximum peak occurs due to a signal from water. Therefore, if the frequency showing the maximum peak is obtained, it means that the resonance frequency of water has been detected, and it is possible to automatically set a frequency lower than 3.5 ppm as the carrier frequency. Therefore, an image in which a fat signal is effectively suppressed can be obtained by a fat suppression pulse sequence such as the CHESS method.

【０００８】[0008]

【発明の実施の形態】つぎに、この発明の実施の形態に
ついて図面を参照しながら詳細に説明する。この発明に
かかるＭＲイメージング装置は図１に示すように構成さ
れる。この図１において、マグネットアセンブリ１１に
は、静磁場を発生するための主マグネットと、この静磁
場に重畳する傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを発生する傾斜
磁場コイルが含まれる。傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚは、
Ｘ、Ｙ、Ｚの直交３軸方向に磁場強度が傾斜している磁
場である。この静磁場及び傾斜磁場が加えられる空間に
は、検査対象たる被検者３１が検査台３２に載せられて
挿入される。この被検者３１には、ＲＦパルスを被検者
３１に照射するとともにこの被検者３１で発生したＮＭ
Ｒ信号を受信するためのＲＦコイル１２が取り付けられ
ている。Next, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The MR imaging apparatus according to the present invention is configured as shown in FIG. In FIG. 1, the magnet assembly 11 includes a main magnet for generating a static magnetic field, and a gradient coil for generating gradient magnetic fields Gx, Gy, Gz superimposed on the static magnetic field. The gradient magnetic fields Gx, Gy, Gz are
This is a magnetic field whose magnetic field strength is inclined in three orthogonal directions of X, Y and Z. In a space to which the static magnetic field and the gradient magnetic field are applied, a subject 31 to be inspected is placed on an inspection table 32 and inserted. The subject 31 is irradiated with an RF pulse and the NM generated by the subject 31 is emitted.
An RF coil 12 for receiving the R signal is attached.

【０００９】マグネットアセンブリ１１の傾斜磁場コイ
ルに傾斜磁場用電流を供給する回路として、磁場制御回
路１３が設けられる。この磁場制御回路１３には波形発
生回路１４からの波形信号が送られる。この波形発生回
路１４には、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの各パルス波形
に関する情報が、あらかじめコンピュータ１６によって
セットされている。シーケンスコントローラ１５から指
示されたタイミングで波形発生回路１４から傾斜磁場Ｇ
ｘ、Ｇｙ、Ｇｚの各々についての波形信号が生じ、これ
が磁場制御回路１３に送られることにより、所定の波形
のパルスとされた傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚがそれぞれ
発生することになる。A magnetic field control circuit 13 is provided as a circuit for supplying a gradient magnetic field current to the gradient coil of the magnet assembly 11. The waveform signal from the waveform generation circuit 14 is sent to the magnetic field control circuit 13. In the waveform generating circuit 14, information on each pulse waveform of the gradient magnetic fields Gx, Gy, Gz is set in advance by the computer 16. The gradient magnetic field G is output from the waveform generation circuit 14 at the timing instructed by the sequence controller 15.
Waveform signals for each of x, Gy, and Gz are generated, and are sent to the magnetic field control circuit 13, whereby pulsed gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz having predetermined waveforms are generated.

【００１０】ＲＦ発振回路１９により発生させられたＲ
Ｆ信号は振幅変調回路１８に送られ、これがキャリア信
号となり、波形発生回路１４から送られてくるＲＦ波形
信号に応じて振幅変調される。この振幅変調後のＲＦ信
号は、ＲＦ電力増幅器１７を経て増幅された後、ＲＦコ
イル１２に加えられる。このＲＦ発振回路１９の発振周
波数はコンピュータ１６によって制御され、被検者３１
の身体組織の共鳴周波数に一致させられる。上記の変調
信号の波形に関する情報はコンピュータ１６から波形発
生回路１４にあらかじめ与えられる。波形発生回路１４
やＲＦ発振回路１９のタイミングはシーケンスコントロ
ーラ１５により定められる。R generated by the RF oscillation circuit 19
The F signal is sent to the amplitude modulation circuit 18, which becomes a carrier signal, and is amplitude-modulated according to the RF waveform signal sent from the waveform generation circuit 14. The RF signal after the amplitude modulation is amplified through the RF power amplifier 17 and then applied to the RF coil 12. The oscillation frequency of the RF oscillation circuit 19 is controlled by the computer 16 and the subject 31
Is matched to the resonance frequency of the body tissue. Information on the waveform of the modulation signal is given from the computer 16 to the waveform generation circuit 14 in advance. Waveform generation circuit 14
The timing of the RF oscillation circuit 19 is determined by the sequence controller 15.

【００１１】ＲＦコイル１２によって受信されたＮＭＲ
信号は前置増幅器２０を経て位相検波回路２１に送られ
て位相検波される。この位相検波のためのリファレンス
信号として上記のＲＦ発振回路１９からのＲＦ信号が送
られている。位相検波によって得られた信号は、シーケ
ンスコントローラ１５によって制御されたＡ／Ｄ変換器
２２により所定のサンプリングタイミングでサンプルさ
れ、デジタルデータに変換される。Ａ／Ｄ変換器２２か
ら得られたデータはコンピュータ１６に取り込まれる。
コンピュータ１６は、そのデータを２次元フーリエ変換
して各ピクセルの画像データを再現する処理などを行
う。NMR received by RF coil 12
The signal is sent to a phase detection circuit 21 via a preamplifier 20 and phase-detected. The RF signal from the RF oscillation circuit 19 is sent as a reference signal for the phase detection. The signal obtained by the phase detection is sampled at a predetermined sampling timing by the A / D converter 22 controlled by the sequence controller 15, and is converted into digital data. The data obtained from the A / D converter 22 is taken into the computer 16.
The computer 16 performs processing such as two-dimensional Fourier transform of the data to reproduce image data of each pixel.

【００１２】このコンピュータ１６にはディスプレイ装
置２３、キーボード２４、マウス２５、記録装置２６が
接続されている。ディスプレイ装置２３により、再構成
されたＭＲ画像などが表示される。キーボード２４、マ
ウス２５などによって撮像シーケンスや撮像パラメータ
等の入力・設定が行なわれる。記録装置２６は光磁気デ
ィスク装置などからなり、収集された生データや再構成
後の画像データ等を記録する。A display device 23, a keyboard 24, a mouse 25, and a recording device 26 are connected to the computer 16. The display device 23 displays a reconstructed MR image and the like. Input and setting of an imaging sequence, imaging parameters, and the like are performed by the keyboard 24, the mouse 25, and the like. The recording device 26 includes a magneto-optical disk device or the like, and records collected raw data, reconstructed image data, and the like.

【００１３】このように構成されたＭＲイメージング装
置において、ＣＨＥＳＳ法による脂肪抑制イメージング
を行う場合には、それに先立って図２のフローチャート
で示されるように水の共鳴周波数を求める。まずスター
トさせた（ステップ４１）後、ＲＦパルスの出力を調整
し（ステップ４２）、その後図３のパルスシーケンスを
行いＮＭＲ信号のデータを収集する（ステップ４３）。
ＲＦパルスの出力調整は、図３のパルスシーケンスにお
いてＲＦパルスのフリップ角が正確になるようにするた
めである。In the thus configured MR imaging apparatus, when performing fat suppression imaging by the CHESS method, the resonance frequency of water is determined prior to that, as shown in the flowchart of FIG. After the start (Step 41), the output of the RF pulse is adjusted (Step 42), and then the pulse sequence shown in FIG. 3 is performed to collect NMR signal data (Step 43).
The output adjustment of the RF pulse is performed so that the flip angle of the RF pulse becomes accurate in the pulse sequence of FIG.

【００１４】こうして、図３のように、反転１８０°パ
ルス５１、９０°パルス５２、１８０°パルス５３を順
次印加し、スピンエコー信号５４を発生させる飽和回復
法のパルスシーケンスを行う。これにより、図４の
（ａ）の曲線６１で示されるような信号を得ることがで
きる。そして、この信号を受信してＡ／Ｄ変換した後、
１次元フーリエ変換し、その周波数スペクトルにおいて
最大ピークの位置から水の共鳴周波数を求め（ステップ
４４）、その後終了する（ステップ４５）。なお、ここ
ではスライス選択用の傾斜磁場は省略しているが、特定
のスライス面での信号を観測する場合は、スライス選択
用の傾斜磁場を適宜印加するようにする。Thus, as shown in FIG. 3, a pulse sequence of a saturation recovery method for generating a spin echo signal 54 by sequentially applying an inverted 180 ° pulse 51, a 90 ° pulse 52, and a 180 ° pulse 53 is performed. Thus, a signal as shown by a curve 61 in FIG. 4A can be obtained. Then, after receiving this signal and performing A / D conversion,
One-dimensional Fourier transform is performed, and the resonance frequency of water is obtained from the position of the maximum peak in the frequency spectrum (step 44), and the process is terminated (step 45). Although the gradient magnetic field for slice selection is omitted here, when observing a signal on a specific slice plane, a gradient magnetic field for slice selection is appropriately applied.

【００１５】このとき、反転１８０°パルス５１を印加
してから９０°パルス５２を印加するまでの時間、つま
り反転時間ＴＩは、脂肪の回復時間に合わせる。脂肪の
回復時間は、０．５テスラ〜１．５テスラ程度の静磁場
中で１００ｍｓ〜１３０ｍｓほどであり、反転時間ＴＩ
をこの程度に設定する。なお、脂肪の回復時間は通常の
静磁場強度では約２０ｍｓ〜約２００ｍｓほどの値をと
り得るので、反転時間ＴＩのとり得る値もそれに対応す
ることになる。これに対して水の回復時間は同じ静磁場
中で２ｓ〜５ｓ程度である。At this time, the time from the application of the inverted 180 ° pulse 51 to the application of the 90 ° pulse 52, that is, the inverted time TI is set to the fat recovery time. The fat recovery time is about 100 ms to 130 ms in a static magnetic field of about 0.5 Tesla to 1.5 Tesla, and the reversal time TI
Is set to this degree. Note that the fat recovery time can take a value of about 20 ms to about 200 ms at normal static magnetic field strength, and the value of the inversion time TI also corresponds to it. On the other hand, the recovery time of water is about 2 s to 5 s in the same static magnetic field.

【００１６】そのため、脂肪からの信号は抑圧されるこ
ととなり、発生した信号６１（図４）を１次元フーリエ
変換して得た周波数スペクトルは図４の（ｂ）のように
なって、水のピーク６２の方が脂肪のピーク６３よりも
格段に高いものとなる。なお、この信号６１は、被検者
３１の腹部を検査対象としたときのものである。その結
果、周波数スペクトルにおいて最大ピークを示す位置
（周波数）を求めれば、水の共鳴周波数が検出されたこ
とになる。Therefore, the signal from fat is suppressed, and the frequency spectrum obtained by one-dimensional Fourier transform of the generated signal 61 (FIG. 4) is as shown in FIG. The peak 62 is much higher than the fat peak 63. The signal 61 is obtained when the abdomen of the subject 31 is to be inspected. As a result, if the position (frequency) showing the maximum peak in the frequency spectrum is obtained, the resonance frequency of water is detected.

【００１７】ここでは腹部を検査対象としたときの信号
について述べたが、図３の飽和回復法によるパルスシー
ケンスによればこのように脂肪を抑制できることはどの
部位でも同じであり、したがって、単に周波数スペクト
ルにおける最大ピークを求めれば水の共鳴周波数を求め
ることができることとなって、従来のように周波数スペ
クトルを操作者が観察して水のピークを探し出すという
手間をかける必要がなくなる。Here, the signal when the abdomen is inspected has been described. However, according to the pulse sequence based on the saturation recovery method shown in FIG. If the maximum peak in the spectrum is obtained, the resonance frequency of the water can be obtained, so that it is not necessary for the operator to observe the frequency spectrum and search for the water peak as in the related art.

【００１８】そこでこのように水の共鳴周波数が求めら
れたら、それよりも３．５ｐｐｍ低い周波数を脂肪の周
波数と定めて、図５のようなＣＨＥＳＳ法による脂肪抑
制イメージングのためのパルスシーケンスを行う。図５
の例では、ＳＥ（スピンエコー）法にＣＨＥＳＳ法を適
用したものとなっており、ＳＥ法によるパルスシーケン
スの直前に脂肪抑制パルス９９を付加したものとなって
いる。Thus, when the resonance frequency of water is obtained as described above, a frequency lower than 3.5 ppm is determined as the frequency of fat, and a pulse sequence for fat suppression imaging by the CHESS method as shown in FIG. 5 is performed. . FIG.
In the example, the CHESS method is applied to the SE (spin echo) method, and the fat suppression pulse 99 is added immediately before the pulse sequence by the SE method.

【００１９】ＳＥ法では、９０°パルス９１をスライス
選択用の傾斜磁場（ここではＧｚ）パルス９３とともに
加えて選択されたスライス面での磁化を９０°倒し、そ
の後１８０°パルス９２をスライス選択用の傾斜磁場
（Ｇｚ）パルス９４とともに加えてそのスライス面での
磁化を１８０°反転させてスピンエコー信号９８を発生
させる。このときＧｘパルス９６、９７を１８０°パル
スの前後に印加して位相を揃えさせるとともにＸ方向の
周波数エンコードを行う。またＧｙパルス９５を印加す
ることによりＹ方向の位相エンコードを行う。このよう
なＳＥ法のパルスシーケンスの直前に脂肪抑制パルス９
９を付加する。この脂肪抑制パルス９９は先に求めた脂
肪の周波数にキャリアの周波数が合致させられたもの
で、このパルス９９の印加により脂肪のスピンを磁気的
に飽和させる。In the SE method, a 90 ° pulse 91 is applied together with a gradient magnetic field (here, Gz) pulse 93 for slice selection to demagnetize the magnetization on the selected slice plane by 90 °, and then a 180 ° pulse 92 is applied for slice selection. , And the magnetization on the slice plane is inverted by 180 ° to generate a spin echo signal 98. At this time, Gx pulses 96 and 97 are applied before and after the 180 ° pulse to make the phases uniform and perform frequency encoding in the X direction. Further, by applying a Gy pulse 95, phase encoding in the Y direction is performed. Immediately before such a pulse sequence of the SE method, the fat suppression pulse 9
9 is added. The fat suppression pulse 99 is obtained by matching the frequency of the carrier with the frequency of the fat previously obtained. By applying the pulse 99, the fat spin is magnetically saturated.

【００２０】そのため、脂肪抑制パルス９９により脂肪
からの信号を抑制することができ、スピンエコー信号９
８から収集したデータより再構成することによって、脂
肪の抑制された画像が得られる。これにより、脂肪成分
によって観察が妨げられることなく組織判別および形態
把握が容易になる。Therefore, the signal from fat can be suppressed by the fat suppression pulse 99, and the spin echo signal 9 can be suppressed.
By reconstructing from the data collected from 8, a fat-suppressed image is obtained. This facilitates tissue discrimination and morphological understanding without obstruction of observation by the fat component.

【００２１】なお、上記の説明はこの発明の一つの実施
形態に関するものであり、そのため例示にすぎず、この
発明が上記の説明に限定されるものでないことはいうま
でもない。具体的な構成などは図１の構成に限定されな
いし、水または脂肪の周波数を求めた後必ずしも図５の
ＣＨＥＳＳ法によるパルスシーケンスを行わなければな
らないというものでもない。また図５のＣＨＥＳＳ法に
よるパルスシーケンスで用いる傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇ
ｚも例示であって、Ｘ，Ｙ，Ｚの各方向以外の傾斜磁場
（たとえばＧｘ，Ｇｙ，Ｇｚの２つまたは３つを組み合
わせて作る）を用いることも可能である。The above description relates to one embodiment of the present invention, and therefore is merely an example, and it goes without saying that the present invention is not limited to the above description. The specific configuration and the like are not limited to the configuration in FIG. 1, and it is not always necessary to perform the pulse sequence by the CHESS method in FIG. 5 after obtaining the frequency of water or fat. The gradient magnetic fields Gx, Gy, G used in the pulse sequence by the CHESS method in FIG.
z is also an example, and a gradient magnetic field other than the X, Y, and Z directions (for example, a combination of two or three of Gx, Gy, and Gz) can be used.

【００２２】[0022]

【発明の効果】以上実施例について説明したように、こ
の発明の核磁気共鳴検査装置によれば、どのような検査
部位についても周波数スペクトルにおいて最大ピークか
ら水の共鳴周波数を求めることができるので、操作が容
易でかつ確実に水の共鳴周波数を検出することができ
る。そのため、たとえばＣＨＥＳＳ法による脂肪抑制イ
メージングのためのパルスシーケンスを実行して、脂肪
の抑制された画像を得ることを容易に行うことができる
ようになる。As described above, according to the nuclear magnetic resonance inspection apparatus of the present invention, the resonance frequency of water can be determined from the maximum peak in the frequency spectrum for any inspection site. The resonance frequency of water can be detected easily and reliably. Therefore, for example, a pulse sequence for fat suppression imaging by the CHESS method can be executed to easily obtain a fat-suppressed image.

【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]

【図１】この発明の実施の形態を示すブロック図。FIG. 1 is a block diagram showing an embodiment of the present invention.

【図２】同実施形態での動作を示すフローチャート。FIG. 2 is a flowchart showing an operation in the embodiment.

【図３】水の共鳴周波数検出用のパルスシーケンスを示
すタイムチャート。FIG. 3 is a time chart showing a pulse sequence for detecting a resonance frequency of water.

【図４】同実施形態で得られた信号の波形およびその周
波数スペクトルの例を示すグラフ。FIG. 4 is a graph showing an example of a waveform of a signal obtained in the embodiment and a frequency spectrum thereof.

【図５】ＣＨＥＳＳ法のパルスシーケンスを示すタイム
チャート。FIG. 5 is a time chart showing a pulse sequence of the CHESS method.

【図６】従来における信号の波形およびその周波数スペ
クトルの例を示すグラフ。FIG. 6 is a graph showing an example of a conventional signal waveform and its frequency spectrum.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１１ マグネットアセンブリ １２ ＲＦコイル １３ 磁場制御回路 １４ 波形発生回路 １５ シーケンスコントローラ １６ コンピュータ １７ ＲＦ電力増幅器 １８ 振幅変調回路 １９ ＲＦ発振回路 ２０ 前置増幅器 ２１ 位相検波回路 ２２ Ａ／Ｄ変換器 ２３ ディスプレイ装置 ２４ キーボード ２５ マウス ２６ 記録装置 ４１〜４５ 動作の各ステップ ５１ 反転１８０°パルス ５２、９１ ９０°パルス ５３、９２ １８０°パルス ５４、９８ 信号 ６１ 腹部の信号波形（本発
明） ７１ 腹部の信号波形（従来
例） ６２、７２ 水のピーク ６３、７３ 脂肪のピーク ９３、９４ スライス選択用傾斜磁場パルス ９５ 位相エンコード用傾斜磁
場パルス ９６、９７ 読み出し用傾斜磁場パルス ９９ 脂肪抑制パルスDESCRIPTION OF SYMBOLS 11 Magnet assembly 12 RF coil 13 Magnetic field control circuit 14 Waveform generation circuit 15 Sequence controller 16 Computer 17 RF power amplifier 18 Amplitude modulation circuit 19 RF oscillation circuit 20 Preamplifier 21 Phase detection circuit 22 A / D converter 23 Display device 24 Keyboard Reference Signs List 25 mouse 26 recording device 41-45 each step of operation 51 inverted 180 ° pulse 52, 91 90 ° pulse 53, 92 180 ° pulse 54, 98 signal 61 abdominal signal waveform (the present invention) 71 abdominal signal waveform (conventional example) 62, 72 Water peak 63, 73 Fat peak 93, 94 Gradient magnetic field pulse for slice selection 95 Gradient magnetic field pulse for phase encoding 96, 97 Gradient magnetic field pulse for reading 99 Fat suppression pulse

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】 被検査空間内に静磁場を発生する静磁場
発生手段と、該被検査空間内に直交３軸の各方向に磁場
強度が傾斜している傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手
段と、該被検査空間内にＲＦ信号を送信するＲＦ送信手
段と、ＮＭＲ信号を受信する受信手段と、上記ＲＦ送信
手段を制御し、反転１８０°パルスと励起９０°パルス
とリフォーカス１８０°パルスとを順次印加してＮＭＲ
信号を発生させる飽和回復法によるパルスシーケンス
を、上記反転１８０°パルスと励起９０°パルスとの間
の時間を約２０ｍｓから約２００ｍｓ程度に設定して行
い、採取したＮＭＲ信号をフーリエ変換して得た周波数
スペクトルにおいて最大ピークを示す周波数を検出する
手段を有することを特徴とする核磁気共鳴検査装置。1. A static magnetic field generating means for generating a static magnetic field in a space to be inspected, and a gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field having a magnetic field intensity inclined in each of three orthogonal axes in the space to be inspected. RF transmitting means for transmitting an RF signal into the space to be inspected, receiving means for receiving an NMR signal, and controlling the RF transmitting means so that the inverted 180 ° pulse, the excitation 90 ° pulse, and the refocus 180 ° pulse And sequentially applied
A pulse sequence by a saturation recovery method for generating a signal is performed by setting the time between the above-mentioned inverted 180 ° pulse and the excitation 90 ° pulse to about 20 ms to about 200 ms, and Fourier transforming the collected NMR signal. A nuclear magnetic resonance inspection apparatus, comprising: means for detecting a frequency showing a maximum peak in a frequency spectrum obtained.