JPS5956154A - Method and device for inspection by means of nuclear magnetic resonance - Google Patents

Abstract

PURPOSE:To obtain a tomographic image with good resolving power in a short time by changing forcibly the direction of magnetization by the system of at least 3 kinds of pulses (90 deg. pulse, 180 deg. pulse, 90 deg. pulse) and returning the magnetization to a thermal equil. state in a short time. CONSTITUTION:Electric current is conducted to a coil 1 for static magnetic field to apply a static magnetic field H0 in a specimen (the specimen is placed in the cylinder of each coil). Electric current is conducted to a coil 3 for z-gradient magnetic field by a control circuit 4 to apply a z-gradient magnetic field Gz<+> thereto. A gate circuit 61 is opened under the application of the Gz<+> and an excitation coil 5 is excited by a 90 deg. pulse from an oscillator 6. x-, y-Gradient magnetic fields GX, GY are similarly applied in succession and an NMR resonance signal is detected from a detection coil 7. A 180 deg.-X pulse is applied to the coil 5 through the circuit 61 and an NMR resonance signal (echo signal) is similarly detected. A 90 deg. pulse is again applied to the coil 5 at the point of the time when the echo signal is max. to return the magnetization to a thermal equil. state.

Description

【発明の詳細な説明】 本発明はＮ核磁気共鳴（ｎｕｃｌ＠ａｒ　ｍａｇ＋＋ｅ
ｔｌｃ　ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）（以下これを［ｍｔａ　
Ｊ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核磁気共
鳴による検査方法及び検査装置に関するものである。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION The present invention relates to N nuclear magnetic resonance (nucl@ar mag++e
tlc resonance) (hereinafter referred to as [mta
The present invention relates to an inspection method and apparatus using nuclear magnetic resonance that utilizes the phenomenon (abbreviated as J) to know the distribution of specific atomic nuclei within the subject from outside the subject.

本発明の説明に先だって、はじめにＮＭＲの原理につい
て概略を説明する。Before explaining the present invention, the principle of NMR will first be briefly explained.

原子核は、陽子と中性子とからなっており、これらは全
体として、核スピン角運動量！で回転しているとみなさ
れる。The atomic nucleus consists of protons and neutrons, which collectively have nuclear spin angular momentum! is considered to be rotating.

第１図は、水素の原子核（ＩＨ）を示したもので、（イ
）に示すように１個の陽子Ｐからなり、スピン月子数１
／２で表わされる回転をしている。ここで陽子Ｐは、（
ロ）に示すように正の電荷６＋をもっているので、原子
核の回転に従い、磁気モーメントμが生ずる。すなわち
、一つ一つの水素の原子核は、それぞれ一つ一つの小さ
な磁石とみなせる。Figure 1 shows a hydrogen nucleus (IH), which consists of one proton P, as shown in (a), and has a spin moon number of 1.
It has a rotation expressed as /2. Here, proton P is (
As shown in (b), since it has a positive charge of 6+, a magnetic moment μ is generated as the atomic nucleus rotates. In other words, each hydrogen nucleus can be thought of as a small magnet.

第２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
うに揃っており、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、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って、全
体として磁化は見られない。Figure 2 is an explanatory diagram that schematically shows 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、２方向の静磁場Ｈ。Here, such a substance is subjected to a static magnetic field H in two directions.

を印加すると、各原子核がＨＯの方向に揃う（核のエネ
ルギー準位が２方向に量子化される）。When is applied, each atomic nucleus is aligned in the HO direction (the energy level of the nucleus is quantized in two directions).

第５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−１子数は１Ａである
から、第５図（ロ）に示すように、−１／２と＋１／２
の二つの準位に分かれる。二つのエネルギー準位間のエ
ネルギー差ΔＥは、（１）式で表わされる。FIG. 5(a) shows this situation for a hydrogen nucleus. Since the spin-1 number of hydrogen nuclei is 1A, as shown in Figure 5 (b), -1/2 and +1/2
It is divided into two levels. The energy difference ΔE between two energy levels is expressed by equation (1).

ΔＥ＝γｋＩＩｏ・・・・・・・・・・・・・・・・・
・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・
（１）ただし、γ：磁気回転比 ｔＬ＝ｈ／２ｒ ｈニブランク定数 ここで各原子核には、静磁場Ｈｏによってμ　Ｘ　　）
Ｔ。ΔE=γkIIo・・・・・・・・・・・・・・・
・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・
(1) However, γ: gyromagnetic ratio tL=h/2rh Nyblank constant where each atomic nucleus is influenced by the static magnetic field Ho (μX)
T.

なる力が加わるので、原子核はＺ軸のまわりを、（２）
式で示すような角速度ωで歳差運動する。Due to the force applied, the atomic nucleus moves around the Z axis, (2)
It precesses at an angular velocity ω as shown in the equation.

ω＝γＨａ　　（ラーモア角速度）・・・・・・・・・
（２）この状態の系に角速度ωに対応する周波数の′Ｉ
Ｆ磁波（通常ラジオ波）を印加すると、共鳴がおこり、
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準位に遷
移する。核スピン角運動量を持つ原子核が数種ｉ混在し
ていても、各原子核によって磁気回転比γが異なるため
、共鳴する周波数が異なり、したがって特定の原子核の
共鳴のみをとりだすことができるＣまた、その共鳴の強
さを測定すれば、原子核の存在量も知ることができる。ω=γHa (Larmor angular velocity)・・・・・・・・・
(2) For the system in this state, the frequency ′I corresponding to the angular velocity ω
When F magnetic waves (usually radio waves) are applied, resonance occurs,
The atomic nucleus absorbs energy corresponding to the energy difference ΔE shown by equation (1) and transitions to a higher energy level. Even if several types of atomic nuclei with nuclear spin angular momentum coexist, each nucleus has a different gyromagnetic ratio γ, so the resonant frequency differs, and therefore it is possible to extract only the resonance of a specific atomic nucleus. By measuring the strength of resonance, we can also determine the amount of nuclei present.

また、共鳴後、緩和時間と呼ばれる時定数で定まる時間
の後に、高い準位へ励起された原子核は、低い準位へも
どる。この緩和時間のうち、特にＴ１と呼ばれるスピン
−格子間緩和時間（縦緩和時間）は、各化合物の結合の
仕方に依存している時定数であリ、正常組線：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。Further, after resonance, the atomic nucleus excited to a higher level returns to a lower level after a time determined by a time constant called relaxation time. Among these relaxation times, the spin-interstitial relaxation time (longitudinal relaxation time), especially called T1, is a time constant that depends on the way each compound is bonded. It is known that the values differ greatly.

ここでは、水素原子核（ＩＩ）について説明したが、こ
の他にも核スピン角運動ｈｔをもつ原子核で同様の測定
を行なうことが可能であり、水素原子核以外にリン原子
核（”Ｉ））、炭素原子核（１３ｃ）、ナトリウム原子
核（”Ｎａ）、フッ素原子核（１９Ｆ）、酸素原子核（
１７０）等に適用可能である。Here, we have explained the hydrogen nucleus (II), but it is possible to perform similar measurements with other atomic nuclei with nuclear spin angular motion ht. Nucleus (13c), Sodium nucleus (Na), Fluorine nucleus (19F), Oxygen nucleus (
170), etc.

このように、ＮＭＲによって、特定原子核の存在畦およ
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の種々の化学的情報を得ることによ
り、被検体内の種々の検査を行なうことができる。In this way, NMR allows the presence of specific atomic nuclei and their relaxation times to be measured, so by obtaining various chemical information about specific atomic nuclei within a substance, various tests can be performed within the subject. be able to.

従来より、このようなＮＭＲを利用した検査装置として
、Ｘ線ＣＴと同様な原理で、被検体の仮想輪切り部分の
プロトンを励起し、各プロジェクションに対応するＮＭ
Ｒ共鳴信号を、被検体の数多くの方向について求め、被
検体の各位置におけるＮ１１１Ｒ共鳴信号強度を再構成
法によって求めるものがある。Conventionally, inspection equipment using such NMR excites protons in a virtual cross-section of the subject using the same principle as X-ray CT, and generates NM corresponding to each projection.
There is a method in which R resonance signals are obtained in many directions of the subject, and the N111R resonance signal intensity at each position of the subject is determined by a reconstruction method.

第４図は、このような従来装置における検査手法の一例
を説明するための動作波形図である。FIG. 4 is an operational waveform diagram for explaining an example of an inspection method in such a conventional device.

被検体に１はしめに第４図（ロ）に示すように２勾配磁
場Ｇｙ、十と、（ｒ）に示すように細い周波数スペクト
ル（ｆ）のＲＦパルス（９０°パルス）を印加スる。こ
の場合、ラーモア角速度ω””　７’　（Ｈｏ＋ΔＧｚ
　）となる面だけのプロトンが励起され、磁化Ｍを第５
図（イ）に示すようなωで回転する回転座標系上に示せ
ば、〆軸方向に９０°向きを変えたものとなる。続いて
、第４図（ハ）、に）に示すようにＸ勾配磁場Ｇｘとｙ
勾配磁場Ｇ）ｌを加え、これによって２次元勾配磁場を
作り、６１１に示すよりなＮＭＲ共鳴信号を検出する。Two gradient magnetic fields Gy and 10 as shown in FIG. 4(b) and an RF pulse (90° pulse) with a narrow frequency spectrum (f) as shown in FIG. 4(r) are first applied to the subject. In this case, Larmor angular velocity ω""7' (Ho+ΔGz
) is excited, and the magnetization M becomes the fifth
If it is shown on a rotating coordinate system that rotates at ω as shown in Figure (A), the direction will be changed by 90° in the direction of the final axis. Next, as shown in Figure 4 (c) and d), the X gradient magnetic field Gx and y
A gradient magnetic field G)l is applied, thereby creating a two-dimensional gradient magnetic field, and a further NMR resonance signal shown at 611 is detected.

ここで、磁化Ｍは第５図（ロ）に示すように、磁場の不
均一性によって、Ｘ’　ｒ　Ｖ’面内で矢印方向に次第
に分散してゆくので、やがてＮＰｖＩＲ共鳴信号は減少
し、第４図（ホ）に示すようにτ時間経過して無くなる
。このようにして得られたＮＭＲ共鳴信号をフーリエ変
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のプロジェクションとな
る。Here, as shown in FIG. 5(b), the magnetization M gradually disperses in the direction of the arrow in the X' r V' plane due to the non-uniformity of the magnetic field, so the NPvIR resonance signal eventually decreases, As shown in FIG. 4 (E), the particles disappear after a period of τ. When the NMR resonance signal obtained in this way 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.

以下、同じようにして、所定の時間τ′だけ待って、次
のシーケンスを繰り返す。各シーケンスにおいては、Ｇ
ｘ、　Ｇｙを少しづつ変える。これによって、各プロジ
ェクションに対応するＮＭＲ共鳴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。Thereafter, in the same way, wait a predetermined time τ' and repeat the next sequence. In each sequence, G
Change x and Gy little by little. Thereby, NMR resonance signals corresponding to each projection can be determined in many directions of the object.

このような動作をなす従来装置ｉｆｔ　においては、第
４図において、Ｎん１Ｒ共鳴信号が無くなるまでの時間
τは、１０〜２０ｍ５であるが、次のシーケンスに移る
までの所定時間τ′は、緩和時間Ｔ、のため１　ｓｅｃ
程度は必要となる。それ故に、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
する。In the conventional device ift which performs such an operation, the time τ until the N-1R resonance signal disappears is 10 to 20 m5 in FIG. 4, but the predetermined time τ' until moving to the next sequence is: 1 sec for relaxation time T
The degree is necessary. Therefore, if one object cross section is to be reconstructed by, for example, 128 projections, the measurement requires a long time of at least 2 minutes.

ここにおいて、本発明は、従来の手法および装置におけ
るこのような欠点を除去することを目的になされたもの
である。The present invention has now been made to obviate such drawbacks in conventional methods and devices.

本発明に係る方法は、磁化Ｍが緩和時間ＴＨにより熱平
衡状態（Ｍが２′軸方向を向く）になるまで待たず、パ
ルス系列を用いて、磁化Ｍを２′方向へ強制的に向ける
ようにした点、および投影復元法（ｐｒｏｊｅｅｔｌｏ
ｎ　ｒｏｃｏｎｓ　ｔｒａｃｔｌｏｎ）によって各プロ
ジェクションのデータを得るようにした点に特徴がある
。The method according to the present invention does not wait until the magnetization M reaches a thermal equilibrium state (M points in the 2' axis direction) due to the relaxation time TH, but uses a pulse sequence to forcibly direct the magnetization M in the 2' direction. point, and the projection restoration method (projeetlo
The feature is that the data for each projection is obtained using a 3D rocons tractron.

第６図は本発明の手法を実現するだめの装置の一実施例
の構成を示すブロック図である。図において、１は一様
静磁場１１ｏ　（この磁場の方向を２方向とする）を発
生させるための静磁場用コイル、２けこの静磁場用コイ
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によって発生する磁束の密度Ｔｏｏ
は、ｏ、＋’ｐ程度であり、また均一度は１０　　以上
であることが望ましい。FIG. 6 is a block diagram showing the configuration of an embodiment of a device for implementing the method of the present invention. In the figure, 1 is a static magnetic field coil for generating a uniform static magnetic field 11o (the direction of this magnetic field is two directions), and 2 is a control circuit for the static magnetic field coil 1. For example, it is a control circuit for the static magnetic field coil 1. Contains. Density of magnetic flux generated by static magnetic field coil 1 Too
is approximately o, +'p, and the uniformity is preferably 10 or more.

５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。Reference numeral 5 generally indicates a gradient magnetic field coil, and 4 indicates a control circuit for this gradient magnetic field coil 3.

第７図（イ）は勾配磁場用コイル３の一例を示す構成図
で、２勾配磁場用コイル３１．ｙ勾配磁場用コイル５２
．５５．図示してないがｙ勾配磁場用コ・ｆル５２．５
５と同じ形であって、９０°回転して設置されるＸ勾配
磁場用コイルを含んでいる。この勾配磁場用コイル６は
、一様靜磁場１１ｕと同一・−ツノ白磁場で、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。６
０は制御回路４のコントローラである。FIG. 7(A) is a configuration diagram showing an example of the gradient magnetic field coil 3, in which two gradient magnetic field coils 31. y gradient magnetic field coil 52
．． 55. Although not shown, the y-gradient magnetic field coil 52.5
It has the same shape as No. 5, but includes an X-gradient magnetic field coil that is rotated by 90°. This gradient magnetic field coil 6 has the same horned white magnetic field as the uniform quiet magnetic field 11u, x, y,
Generates a magnetic field with a linear gradient in the z-axis direction. 6
0 is a controller of the control circuit 4.

５は被検体に細い周波数スペクトルｆのＲＦ’パルスを
電磁波として与える励磁コイルで、その構成を第７図（
ロ）に示す。5 is an excitation coil that provides an RF' pulse with a narrow frequency spectrum f to the subject as an electromagnetic wave, and its configuration is shown in Figure 7 (
(b) Shown in (b).

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、４２．６ＭＨｚ／Ｔ）
の信号を発生する発振器で、その出力は、コントローラ
６０からの信号によって開閉が制御されるゲート回路６
１、パワーアンプ６２を介して励磁コイル５に印加され
ている。７は被検体におけるＮＭＲ共鳴信号を検出する
ための検出コイルで、その構成は第７図仲）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、励磁コイルと兼用させてもよい。6 is the frequency corresponding to the NMR resonance condition of the atomic nucleus to be measured (for example, 42.6 MHz/T for protons)
An oscillator that generates a signal, the output of which is connected to a gate circuit 6 whose opening and closing are controlled by signals from a controller 60.
1. It is applied to the excitation coil 5 via the power amplifier 62. Reference numeral 7 denotes a detection coil for detecting an NMR resonance signal in the subject, and its configuration is the same as the excitation coil shown in FIG. Although it is desirable that this detection coil be installed as close as possible to the subject, it may also be used as an excitation coil if necessary.

７１は検出コイル７から得られるＮ＆ｌＲ共鳴信号（１
’ｒＤ　：　ｆｒｅｅ　１ｎｄｕｃｔｉｏｎ　ｄｅｃａ
ｙ）を増幅する増幅器、７２は位相検波回路、７５は位
相検波された増幅器７１からの波形信号を記憶するつ、
−プメモリ回路で、Ａ／Ｄ変換器を含んでいる０、８は
ウェーブメモリ回路７Ｓからの］言置を例えば光ファイ
バで構成される伝送路７４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ュータ、９は得られた
断層像を表示するテレビジョンモニターのような表示器
である。71 is the N&lR resonance signal (1
'rD : free 1induction deca
y); 72 is a phase detection circuit; 75 is a phase detection circuit for storing the phase-detected waveform signal from the amplifier 71;
0 and 8, which include an A/D converter, input the commands from the wave memory circuit 7S via a transmission line 74 made of, for example, an optical fiber, and perform predetermined signal processing. 9 is a display device such as a television monitor that displays the obtained tomographic image.

このように構成した装置の動作を、次に第８図〜１　Ｍ
　１２図を参照しながら説明する。The operation of the device configured in this way is shown in Figures 8 to 1M.
This will be explained with reference to FIG.

まず、はじめに、制御回ｗＪ２は静磁場用コイル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さ
れる）に静磁場Ｈｏを与えた状態とする。この状態にお
いて、コントローラ６０は、Ｖｔじめに制御回路４を介
して２勾配磁場用コイル５１に電流を流し、ｌ’ｉ、　
Ｂ図（ロ）に示すように２勾配置Ｂ場Ｇｚ“を与える。First, the control circuit wJ2 applies a current to the static magnetic field coil 1 to apply a static magnetic field Ho to the subject (the subject is placed within the cylinder of each coil). In this state, the controller 60 causes current to flow through the two gradient magnetic field coils 51 via the control circuit 4 including Vt, l'i,
As shown in Figure B (b), a two-gradient B field Gz is given.

これによって第１０図に示すように２軸に対して垂直な
面ＰＬを切り出す。また、Ｇｚ　　が与えられている下
で、ゲート回路６１を開とし、発振器６からの信号を増
幅器６２を介して励磁コイル５に印加し、第８図（イ）
に示すように細いスペクトルを持った９０°パルスで、
被検体の１面を励起する。As a result, a plane PL perpendicular to the two axes is cut out as shown in FIG. Also, while Gz is given, the gate circuit 61 is opened and the signal from the oscillator 6 is applied to the excitation coil 5 via the amplifier 62, as shown in FIG.
A 90° pulse with a narrow spectrum as shown in
Excite one side of the object.

なお、第８図（ロ）において、Ｇｔ　　に続（Ｇｚ−は
、Ｓハ比を良好にするためであって、公知の手法である
。In addition, in FIG. 8(b), following Gt, (Gz-) is for improving the S-c ratio, and is a known method.

この時点ｔ。に畿いては、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。At this point t. 9, the magnetization M changes its direction by 90' in the y'-axis direction, as shown in the rotating coordinate system of FIG. 9(a).

続いて、Ｘ勾配磁場用コイルおよびｙ勾配磁場用コイル
３２．５５に電流を流し、第８図（ハ）、に）に示すよ
うに所定の大きさの磁場Ｇｘ、　Ｇｙを印加する。Subsequently, current is passed through the X gradient magnetic field coil and the Y gradient magnetic field coil 32.55, and magnetic fields Gx and Gy of predetermined magnitude are applied as shown in FIG.

第１１図はこの状態を図示化したものである。ここでＩ
ｒＢは被検体を示す。この状態の下で、検出コイル７か
ら得られる第８図０４に示すようなＮＭＲ共鳴信号を検
出する。ｔＪＭＲ共鳴信号が検出されている時点（例え
ばｔｌの時点）では、磁化Ｍは第９図（ロ）に示すよう
に、Ｘ／　、　７７面内で破線矢印方向に次第に分散し
てゆく途中にある。検出コイル７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本ので、この信
号は、増幅器７１で増幅され、位相検波回ｊ１ｉ５７２
で位相検波され、ウェーブメモリ回路７３を介してコン
ピータ８に印加される。ここで、ＮＭＲ共鳴信号はフー
リエ変換され、１プロジエクシツンの信号となる。第１
２１図はこの状１Ａ４合図示化したものである。すなわ
ち、２つの勾配磁場の和が存在する状態の信号をフーリ
エ変換することにより、面の投影がスペクトル分布とし
て得られる。これまでの動作は従来装置ηと同様である
。FIG. 11 illustrates this state. Here I
rB indicates the subject. Under this condition, an NMR resonance signal as shown in FIG. 804 obtained from the detection coil 7 is detected. At the time when the tJMR resonance signal is detected (for example, at the time tl), the magnetization M is in the process of gradually dispersing in the direction of the dashed arrow in the X/77 plane, as shown in Figure 9 (b). . Since the NMR resonance signal detected by the detection coil 7 gradually attenuates over time, this signal is amplified by the amplifier 71 and sent to the phase detection circuit j1i572.
The phase of the signal is detected and applied to the computer 8 via the wave memory circuit 73. Here, the NMR resonance signal is Fourier transformed and becomes a signal of 1 programm. 1st
Figure 21 shows this 1A4 diagram. That is, by Fourier transforming a signal in a state where the sum of two gradient magnetic fields exists, a projection of a surface is obtained as a spectral distribution. The operation so far is the same as that of the conventional device η.

Ｎ１ｔ４Ｒ共鳴信号が無くなる−までのτ時間経過後、
コントローラ６０は、再び２勾配磁場用コイル３１に電
流を流し、第８図（ロ）に示すようＩｔ”　ｚ勾配磁場
に２＋を与えるとともに、ゲート回路６１を開とし、励
ｊｆｊコイル５に電流を流し、今廉し１第８図（イ）に
示ｒように同−而に１８０°−Ｘパルス（１８０’−ｘ
は発振器６からの１ａ号の位相を反転したもの）を印加
する。続いて、第８図（ハ）、に）に示すようＩＣｘ勾
配（市場用コイルおよびｙ勾配磁場用コイルに′電流を
流し、０１１回と同様の所定の大きさの磁場ｂＺ　＊　
（ｒｙを同時に印加させる。After τ time elapses until the N1t4R resonance signal disappears,
The controller 60 again causes current to flow through the 2-gradient magnetic field coil 31 to give 2+ to the It''z gradient magnetic field as shown in FIG. Then, as shown in Figure 8 (a), apply a 180°-X pulse (180'-x
is applied (inverted phase of No. 1a from oscillator 6). Next, as shown in FIG.
(ry is applied at the same time.

１８０°−Ｘパルスを印加すると、分融した磁化へ１け
、第９図（ハ）に示すように再び集合し始め、検出コイ
ル７からは、第８図（ホ）に示すように次第にｊｆ＋大
するＮＭＩｔ共鳴信号（この信号をエコ−１ａ号とｕ−
ｐふ）が検出される。１８０°−Ｘパルスを印加してか
ら−１時間経過後、エコー信号は第８図（ホ）に示すよ
うに最大となる。このエコー信号は、１時間の間、被検
体の状態が変わらないものとすれば、けじめに出力され
たｈＪＭＲ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６１を開とし、Ｇｚ
　　の下で励磁コイル５に電流を流し、今度は第８１９
（イ）に示すようＩｃ　９０°パルスを印加し、磁化Ｍ
を２′軸方向に強制的に向ける。この時点ｔ３では、磁
化Ｍは、第９図に）に示すように、緩和時間Ｔ２のため
ｌｃｚ’軸に一致せず、少し分散した状態にある。When a 180°-X pulse is applied, the fragmented magnetization begins to gather again as shown in FIG. 9 (C), and from the detection coil 7, as shown in FIG. A large NMIt resonance signal (this signal is used for echo-1a and u-
pfu) is detected. After -1 hour has passed since the application of the 180 DEG -X pulse, the echo signal reaches its maximum as shown in FIG. 8 (E). Assuming that the condition of the subject does not change for one hour, this echo signal has a signal waveform that is symmetrical with respect to the time axis with respect to the hJMR resonance signal that is precisely output. At this time t3, the gate circuit 61 is opened and Gz
A current is applied to the excitation coil 5 under the 819th
As shown in (a), apply Ic 90° pulse and magnetize M
forcibly orient it in the direction of the 2' axis. At this time point t3, as shown in FIG. 9), the magnetization M does not coincide with the lcz' axis due to the relaxation time T2, and is in a slightly dispersed state.

この状態から少しの時間τ０経過後、緩和によって磁化
Ｍは２′軸に一致する。ここで、ｔ３の時点から、磁化
Ｍが２′軸に一致するまでの時間τ０は、ｔ３の時点で
は磁化Ｍが２′軸から僅かに分散しているだけであると
ころから、緩和時間ＴＩＫ比較して十分短かく、例えば
５０＋ｎＳ程度でよい。After a short time τ0 has elapsed from this state, the magnetization M coincides with the 2' axis due to relaxation. Here, the time τ0 from the time t3 until the magnetization M coincides with the 2' axis is compared with the relaxation time TIK since the magnetization M is only slightly dispersed from the 2' axis at the time t3. It may be sufficiently short, for example, about 50+nS.

τｄｌ過しだ時点で、■１回目のシーケンスが終了し、
以後、Ｉｒｌ＋１様のシーケンスを繰り返す。各シーケ
ンスでは、被検体に与えるＧに、Ｇｙの大きさを少しづ
つ変え、これによって勾配磁場を前回より少し回転し、
それぞれのシーケンスについて、すなわち、それぞれの
グロジェクシコンについて、検出コイルからｍｉＲ共鳴
信号およびエコー信号を得る。When τdl has passed, ■The first sequence ends,
Thereafter, the sequence similar to Irl+1 is repeated. In each sequence, the magnitude of Gy applied to the subject is changed little by little, thereby rotating the gradient magnetic field slightly from the previous time.
For each sequence, ie for each glojecticon, obtain miR resonance and echo signals from the detection coil.

コ／ピ一一夕８は、各シーケンスにおいて、例えばけじ
めに出力されるＮＭＲ共鳴信号を７−リエ変換し、Ｘ線
ＣＴと同様な公知の手法（ｆｉｌｔｅｒｅｄ　ｂａｃｋ
ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ　）によって再構成演算を行ない
、断層けを得、これを表示器９に表示する。In each sequence, the copier 8 performs 7-lier transform on the NMR resonance signal outputted for example, and performs a filtered back transform using a known method similar to X-ray CT.
A reconstruction calculation is performed using the projection (projection) to obtain a tomographic fault, which is displayed on the display 9.

なお、上記ではコンピュータ８Ｖｉ、エコー１ｇ号を利
用しないことを想定したものであるが、各７−ケンスに
おいて、はじめに出力されるＮＮＩＲ共鳴信号（これを
単にＮＭＲ信号と略す）と、続いて出力されるエコー信
号の両方を利用してもよい。この場合、利用の仕方とし
ては例えば次のようなものがある。In addition, although the above assumes that Computer 8Vi and Echo 1g are not used, the NNIR resonance signal (abbreviated simply as NMR signal) that is first output in each 7-can, and the subsequent output Both echo signals may be used. In this case, the usage may be as follows, for example.

（ｉ）　　ＮＭＩｔ信号とエコー信号の時間軸を反転し
た信号との平均値を演算し、これを１グロジエクシ四ン
のデータとして、再構成演算を行ない、ひとつの断層像
を得る。(i) Calculate the average value of the NMIt signal and a signal obtained by reversing the time axis of the echo signal, and use this as data of one glosiarchy and perform a reconstruction calculation to obtain one tomographic image.

（ｉｉ）　　ＮＭＲ信号を利用してプロトン密度画像を
得るとともに、１Ｇ４Ｒ信号とエコー信号の時間軸を反
転した信号との差信号を演算し、これを１グロジエクシ
ジンのデータとして再構成演算を行ない、Ｔ２と呼ばれ
る嘴緩和時間（Ｔ２は近傍の電子核同志のスピンの相互
作用に起因している）に基づく７２画像の両方へ画像を
得る。(ii) Obtain a proton density image using the NMR signal, calculate the difference signal between the 1G4R signal and the signal obtained by inverting the time axis of the echo signal, perform a reconstruction calculation using this as data of 1 gloziexidin, and perform T2 72 images are obtained based on the beak relaxation time (T2 is caused by the interaction of the spins of neighboring electron nuclei).

（１１０前記（１１）において、プロトン密度画像と７
２画像とを合成して他の別の画像を得る。(110 In (11) above, the proton density image and 7
The two images are combined to obtain another image.

０φ　複数のシーケンスのＮＭＲ信号とエコー信号をい
くつか平均し、これを１プロジエクシ冒ンのデータとす
る。0φ NMR signals and echo signals of multiple sequences are averaged and this is used as data for one project.

これらの手法をとることによって、Ｓ／Ｎ比を良好にし
、良質の画像を得ることができる。また、診断の目的に
応じて、これらの手法を選択することにより、目的に適
した断層像を得ることができる。By adopting these methods, it is possible to improve the S/N ratio and obtain high-quality images. Further, by selecting one of these methods depending on the purpose of diagnosis, a tomographic image suitable for the purpose can be obtained.

なお、上記の説明において、被検体に印加する電磁波の
パルス系列として、（９０’　＋Ｘ）→（１８０’　−
ｘ’　）→（９０°＋ｘ）　　の場合を説明したが、こ
れに代えて、（９０°＋ｘ）→（１８００ｙ′）→（９
０’−Ｘ）の電磁波のパルス系列を使用してもよい。In the above explanation, the pulse sequence of electromagnetic waves applied to the subject is (90' + X) → (180' -
x' ) → (90°+x), but instead of this, (90°+x) → (1800y') → (9
A pulse sequence of electromagnetic waves (0'-X) may also be used.

第１５図は、（９０°＋　ｘ　　）　−＋　（１８０’
　ｙ”）−＞（９０’　−ｘ　）の電磁波のパルス系列
を１史用した場合、第８図に示す各時点ｔｏ、　Ｊ　、
　Ｌ２　＃　ｔ３における磁化へ１の向きを示したもの
である。この場合、エコー信号が最大となる時点ｔ３で
、９ｏＤパルスを印加すると、磁化Ｍは第１３図に）に
示すようにｙ′軸側から２′軸方向に強制的に向けられ
ることとなる。Figure 15 shows (90°+ x ) −+ (180'
y") ->(90' -x), each time point to, J,
L2 #1 shows the direction of magnetization at t3. In this case, if a 9oD pulse is applied at time t3 when the echo signal is at its maximum, the magnetization M will be forcibly directed from the y'-axis side to the 2'-axis direction, as shown in FIG.

ここで、ｔｓｏ’ｙ’パルスは、発振器６がらの信号の
位相を９０’遅れさせたものであり、９０’−Ｘパルス
は、発振器６からの信号の位相を１８ｏ０遅Ｉｔさせた
ものを表わしている。Here, the tso'y' pulse represents the phase of the signal from the oscillator 6 delayed by 90', and the 90'-X pulse represents the signal from the oscillator 6 delayed by 18o0 It. ing.

Ｍ１４図は本発明に係る手法の曲の例４：示す動作波形
図である。この手法は、第８図に示す手法において、９
０’パルスを被検体に印加する前（７４時間前）に、第
１４図（イ）に示すように１８００パルスを印加するよ
うにしたものである。なお、１８０″パルスと同時に、
第１４図（ロ）Ｋ示すようにＧｚ＋を与える。FIG. M14 is an operation waveform diagram showing example 4 of a song using the method according to the present invention. This method is based on the method shown in FIG.
Before applying the 0' pulse to the subject (74 hours before), 1800 pulses were applied as shown in FIG. 14(a). In addition, at the same time as the 180″ pulse,
FIG. 14(b) Gz+ is given as shown in K.

ここで、１８０°パルスを印加してから９０°パルスを
印加するまでの時間τ〃は、１８０°パルスによって方
向が１８０°反転した磁化Ｍが、もとに戻るまでの時間
が必要である。この手法によれば、τ〃間のＴ、の緩和
により、Ｎ１ｔｌｆｔ信号の強度が変わり、これから１
１画像を得ることができる。Here, the time τ from the application of the 180° pulse to the application of the 90° pulse is the time required for the magnetization M whose direction has been reversed by 180° due to the 180° pulse to return to its original state. According to this method, the strength of the N1tlft signal changes due to the relaxation of T between τ, and from now on 1
One image can be obtained.

第１５図は、３次元ＰＲ法と呼ばれる手法に適用した場
合である。ここでは、被検体に印加する電磁波として第
１５図（イ）に示すように矩形波状のパルス信号を使用
するとともに、被検体のグロジェクシ冒ン方向を特定す
るだめの磁場Ｇｚ＋　Ｇｘ　＊　Ｇｙを、第１５図（ロ
）、（ハ）、に）にそれぞれ示すように、同時に被検体
に与えるようにしている。これによって、３次元室体の
、ある特定方向のグロジェクシ冒ンのデータを得ること
ができ、再構成演算によって、３次元像を得ることがで
きる。FIG. 15 shows a case where a method called a three-dimensional PR method is applied. Here, as shown in FIG. 15(a), a rectangular-wave pulse signal is used as the electromagnetic wave to be applied to the subject, and a magnetic field Gz+Gx*Gy, which is used to identify the direction of globulin radiation of the subject, is As shown in Figures 15 (b), (c), and (b), they are given to the subject at the same time. As a result, it is possible to obtain data on the globules in a particular direction of the three-dimensional chamber body, and a three-dimensional image can be obtained through reconstruction calculations.

以上説明したように、本発明に係る手法は、少すくとも
３種のパルス（９０°パルス、１８０°パルス。As explained above, the method according to the present invention uses at least three types of pulses (90° pulse, 180° pulse).

９０°パルス）の系列によって、磁化Ｍの向きを強制的
に変え、短時間で磁化Ｍを熱平衡状態へ戻すようにした
もので、短時間で、被検体内の特定１ば子核分布等に関
連する断層像を得ることができる。This system forcibly changes the direction of the magnetization M by a series of 90° pulses, returning the magnetization M to a thermal equilibrium state in a short period of time. Related tomographic images can be obtained.

また、被検体からはＮＭＲ信号およびエコ・−ｆａ号を
得ることができるので、これらの各信号を利用すること
によって、Ｓハ比が良好で、分解能の良い断層像を得る
ことができる。Further, since an NMR signal and an echo-fa signal can be obtained from the subject, by using these signals, it is possible to obtain a tomographic image with a good signal-to-sha ratio and good resolution.

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

第１図は核磁気モーメントを説明するための説明図、第
２図は核磁気モーメントの配列について説明するための
説明図、第５図は静磁場による核磁気モーメントの整列
について説明するための図、第４図は従来の手法の一例
を説明するだめの動作波形図、第５図は第４図の手法に
よる磁化ｈ１の方向を説明するための説明図、第６図は
本発明に係る手法を実現するだめの装置の一例を示すブ
ロック図、第７図（イ）は第６図装＃に用いられている
勾配磁場コイルの一例を示す構成図、（ロ）は同じく励
磁コイルの構成図、第８図は本発明に係る手法のひとつ
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材の方向を回転座標系上に
示した説明図、第１０図〜第１２図は被検体に勾配磁場
を与えた場合の切り出し面を図示化した説明図、第１３
図は本発明に係る手法において、他のパルス系列を使用
した場合のそれぞれの時点での磁化Ｍの方向を示【また
説明図、第１４図および第１５図は本発明の手法の他の
例を示す動作波形図である。 １・・・静磁場用コイル、２・・・静磁場用コイル制御
回路、３・・・勾配磁場用コイル、５・・・励磁コイル
、６０川コントローラ、７−・検出コイル、８・・働コ
ンビエータ０ オ　　１ （４） 第２ （イ） オ　　３ （イ） Ｈθ （ロ） 閏 （ロ） 図 （ロ） ＼　　　　　　　　　　　　　　　　　区；０くFigure 1 is an explanatory diagram for explaining the nuclear magnetic moment, Figure 2 is an explanatory diagram for explaining the arrangement of nuclear magnetic moments, and Figure 5 is an explanatory diagram for explaining the arrangement of nuclear magnetic moments by a static magnetic field. , FIG. 4 is an operational waveform diagram for explaining an example of the conventional method, FIG. 5 is an explanatory diagram for explaining the direction of magnetization h1 by the method of FIG. 4, and FIG. 6 is a method according to the present invention. Figure 7 (a) is a block diagram showing an example of a device that realizes this, Figure 7 (a) is a configuration diagram showing an example of a gradient magnetic field coil used in Figure 6 #, and (b) is a configuration diagram of an excitation coil as well. , FIG. 8 is an operation waveform diagram for explaining one of the methods according to the present invention, and FIG. 9 is an explanatory diagram showing the direction of the magnetized material at each point in time according to the method of the present invention on a rotating coordinate system. Figures 10 to 12 are explanatory diagrams illustrating cut-out surfaces when a gradient magnetic field is applied to the subject;
The figure shows the direction of magnetization M at each point in time when other pulse sequences are used in the method according to the present invention. FIG. DESCRIPTION OF SYMBOLS 1... Coil for static magnetic field, 2... Coil control circuit for static magnetic field, 3... Coil for gradient magnetic field, 5... Excitation coil, 60 river controller, 7-- Detection coil, 8... Working Combiator 0 O 1 (4) 2nd (A) O 3 (A) Hθ (B) Leap (B) Figure (B) ＼ Ward; 0ku

Claims (1)

【特許請求の範囲】 （１）被検体に一様静磁場を与えるとともに被検体に核
磁気共鳴を誘起させる周波数の電磁波を印加し、夏に前
記被検体に該被検体の２軸方向に勾配磁場を印加すると
ともにＸ軸、Ｙ軸方向にもそれぞれ勾配磁場を同時に印
加して前記被検体からの核磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号）
の放射部分を特定し、前記被検体の特定部分からのＮＭ
Ｒ信号をフーリエ変換するようにした検査方法において
、 前記被検体に印加する電磁波として、はじめに被検体に
９０’パルスを印加し被検体を励損後、１８０°パルス
を印加してエコー信号を作り、前記エコー１６号が最大
の時点で再び９０’パルスを印加して磁化を熱平衡状態
へ戻すようにし、以後、前記のシーケンスを所定間隔で
繰り返すことを特徴とする核磁気共鳴にょる検査方法。 （２）　　被検体に一様静磁場を与えるとともに被検体
に核磁気共鳴を誘起させる周波数の電磁波を印加し、更
に前記被検体に’Ｚ軸方向に勾配磁場を印加するととも
にＸ軸、Ｙ４ｊ１１方向にもそれぞれ勾配磁場を印加（
７て前記被検体からの核磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号）の
放射部分を特定し、前記被検体の特定部分からのＮＩＶ
ＩＩｊ信号をフーリエ変換するようＫ　した検査方法に
おいて、 前記被検体に印加する電磁波として、はじめに被検体に
１８ｏ０パルスを印加し、所定時間経過後９０°パルス
を印加し被検体を励起］２、その後１８０°パルスを印
加してエコー１ぎ号を作り、前記エコー信号が最大の時
点で再び９０’パルスを印加して磁化ｆ熱平衡状態へ戻
すようにし、以後前記のシーケンスをＰ）ｒ’Ｎ間隔で
繰り返し、各シーケンスでイ）Ｉられた核磁気共鳴信号
を利用して所定の演）Ｉを行なってｉ’＋　１ｌｌＩｉ
像を得るようにしたことを特徴とする特許共鳴による検
査方法。 （５）被検体に一様靜磁場を与える静磁場形成手段、前
記被検体に該被検体の２軸方向、Ｘ軸方向及びＹ軸方向
にそれぞれ勾配をもつ磁場を発生し被検体からの核磁気
共鳴信号の放射部分を特定する磁場発生手段、前記被検
体にパルス状の電磁波を印加するための励振手段、この
励振手段に与える信号を制御する制御手段、前記被検体
からの核磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号）を検知する手段、
この検知手段からの信号をフーリエ変換するとともに所
定の演算を行なって断層像を得る演算手段を具備し、前
記磁場発生手段及び前記制御手段は、前記励振手段を介
して、はじめに被検体に９０゜パルスを印加し被検体を
励起させ、続いてＸ軸方向とＹ軸方向の勾配磁場を同時
に印加し、その後１８ｏ０パルスを印加し、前記と同一
々Ｘ軸方向とＹ軸方向の勾配磁場を印加してエコー信号
を作り、前記エコー信号が最大の時点で再び９０’パル
スを印加して磁化を熱平衡状へ戻すようにし、以後、前
記のシーケンスを所定間隔で繰り返す動作をなすことを
特徴とする核磁気共鳴による検査装置。[Scope of Claims] (1) Applying a uniform static magnetic field to the subject and applying electromagnetic waves at a frequency that induces nuclear magnetic resonance in the subject, and applying gradients to the subject in the two axial directions of the subject in the summer. A magnetic field is applied and a gradient magnetic field is simultaneously applied in the X-axis and Y-axis directions to obtain a nuclear magnetic resonance signal (NMR signal) from the subject.
NM from the specific part of the subject.
In an inspection method in which the R signal is Fourier transformed, as the electromagnetic waves applied to the subject, a 90' pulse is first applied to the subject to excite the subject, and then a 180° pulse is applied to create an echo signal. An inspection method using nuclear magnetic resonance, characterized in that a 90' pulse is applied again when the echo No. 16 is at its maximum to return the magnetization to a thermal equilibrium state, and thereafter the above sequence is repeated at predetermined intervals. (2) Applying a uniform static magnetic field to the subject and applying electromagnetic waves with a frequency that induces nuclear magnetic resonance in the subject, and further applying a gradient magnetic field to the subject in the 'Z-axis direction, as well as the X-axis and Y4j11 directions. A gradient magnetic field is also applied to each (
7. Specify the radiation part of the nuclear magnetic resonance signal (NMR signal) from the subject, and identify the NIV from the specific part of the subject.
In an inspection method in which the IIj signal is subjected to Fourier transformation, as the electromagnetic waves applied to the subject, an 18o0 pulse is first applied to the subject, and after a predetermined time, a 90° pulse is applied to excite the subject]2, and then A 180° pulse is applied to create an echo number 1, and when the echo signal is at its maximum, a 90' pulse is applied again to return the magnetization f to the thermal equilibrium state, and thereafter the above sequence is repeated at P)r'N intervals. Then, in each sequence, perform the predetermined operation)I using the nuclear magnetic resonance signal obtained by i)I to obtain i'+ 1llIi
An inspection method using patented resonance, which is characterized by obtaining an image. (5) A static magnetic field generating means that applies a uniform quiet magnetic field to the subject, which generates a magnetic field having gradients in the two axes of the subject, the X-axis direction, and the Y-axis direction, and generates a magnetic field that has a gradient in each of the two axes of the subject, the X-axis direction, and the Y-axis direction. A magnetic field generating means for specifying a radiation portion of a magnetic resonance signal, an excitation means for applying a pulsed electromagnetic wave to the subject, a control means for controlling a signal given to the excitation means, and a nuclear magnetic resonance signal from the subject. means for detecting (NMR signal);
The magnetic field generating means and the control means are provided with a calculation means that Fourier transforms the signal from the detection means and performs a predetermined calculation to obtain a tomographic image, and the magnetic field generation means and the control means are first set at a 90° angle to the subject via the excitation means. Apply a pulse to excite the subject, then apply gradient magnetic fields in the X-axis direction and Y-axis direction simultaneously, then apply an 18o0 pulse, and apply the same gradient magnetic fields in the X-axis direction and Y-axis direction as above. to generate an echo signal, and when the echo signal is at its maximum, a 90' pulse is applied again to return the magnetization to a thermal equilibrium state, and thereafter the above sequence is repeated at predetermined intervals. Inspection device using nuclear magnetic resonance.