JPS5983040A - Inspecting method and apparatus utilizing nuclear magnetic resonance - Google Patents

Abstract

PURPOSE:To obtain a tomographic image characterized by excellent SN ratio and resolution, by imparting two or more kinds of gradient magnetic fields to a body to be checked under a static magnetic field, applying an electromagnetic wave with frequency, which induces an NMR signal, and detecting the NMR signal. CONSTITUTION:A static magnetic field control circuit 2 flows a current to a static magnetic field coil 1, and a static magnetic field Ho is imparted to a body to be checked. A controller 60 flows a current to a coil 31, and a (z) gradient magnetic field Gz is imparted. A gate circuit 61 is opened, and a signal from an oscillator 6 is applied to a coil 5 through a power amplifier 62. Then an electromagnetic wave of 90 deg. pulses is applied. Thereafter, a current is flowed to coils 32 and 33, magnetic fields Gx and Gy are imparted, and an NMR signal is detected by a detecting coil 7. The signal undergoes Fourier conversion by a computer 8 through a preamplifier 71, a phase detector 72, and a wave memory 73. The detected signal when 180 deg. pulses are imparted undergoes Fourier conversion by the similar way. The procedure is repeated in a time series, and the tomographic image having excellent SN ratio and resolution can be obtained.

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、核磁気共鳴（ｎｕｃｌｅａｒ　ｍａｇｎｅｔ
ｉｃｒｅｓｏｎａｎｃｅ　）　ｆ以下これを「ＮＭＲＪ
と略称する）現象を利用して、控検体内における特定原
子核分布尋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 nuclear magnetic resonance
icresonance) fHereinafter, this will be referred to as “NMRJ
The present invention relates to an inspection method and apparatus using nuclear magnetic resonance, which utilizes the phenomenon (abbreviated as ) to determine the distribution of specific atomic nuclei in a specimen from outside the specimen.

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変り、これらは全
体として、核スピン角運動量工で回転しているとみなさ
れる。The atomic nucleus consists of protons and neutrons, which together are considered to be rotating with the nuclear spin angular momentum factor.

第１図は、水素の原子核（１Ｈ）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Ａ
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ｅ　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が生する。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 (1H), which, as shown in (a), consists of one proton P and has a spin quantum number A.
It has a rotation represented by . Here, proton P is (b)
As shown in , since it has a positive charge e, 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９、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 schematically showing this point. In a ferromagnetic material such as iron, the directions of these micromagnets are aligned as shown in (a)9, and magnetization is observed as a whole. Ru. 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）１０を印
加すると、各原子核がＨＯの方向に揃う（核のエネルギ
準位が２方向に量子化される）。Here, when a static magnetic field (10) in two directions is applied to such a substance, each atomic nucleus is aligned in the HO direction (the energy level of the nucleus is quantized in two directions).

第３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強であるから
、第３図（ロ）に示すように、−汐と十歿の２つの準位
に分かれる。２つのエネルギー準位間のエネルギー差Δ
Ｅは、（１）式で表わされる。Figure 3 (a) shows this situation for a hydrogen nucleus. Since the spin quantum number of the hydrogen nucleus is strong, it is divided into two levels, -shio and tenki, as shown in Figure 3 (b). Energy difference Δ between two energy levels
E is expressed by equation (1).

ΔＥ＝γｔＩＴ（ｏ　　　　　　　　　・・・・・・（
１）たたし、γ：磁気回転比 ？＋＝ｈ／２π ｈニブランク定数 ここで各原子核には、静ＡＧ　場Ｈｏによって、μ　Ｘ
　　Ｈ。ΔE=γtIT(o ・・・・・・(
1) Ta, γ: Magnetic rotation ratio? +=h/2π h blank constant Here, each nucleus has μX due to the static AG field Ho.
H.

なる力が加わるので、原子核はＺ軸の１わりを、（２）
式で示すような角速Ｆｉ＋ωで歳差運動する。Because of the force applied to it, the atomic nucleus moves 1 part of the Z axis, (2)
It precesses at an angular velocity Fi+ω as shown in the equation.

ω＝γ）（Ｑ（ラーモア角速１Ｗ）・・・・・（２）こ
の状態の系に角速度ωに対応する周波数の電磁波（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教程類混在していても、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
波数が異なシ、しグζがつで特定の原子核の共鳴のみを
とりだすことができる。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。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、冒
い準位へ励起された原子核は、低い準位へもとる。この
緩オロ時間のうち、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。ω = γ) (Q (Larmor angular velocity 1W)... (2) When electromagnetic waves (usually radio waves) with a frequency corresponding to the angular velocity ω are applied to the system in this state, resonance occurs and the atomic nucleus
) It absorbs energy corresponding to the energy difference ΔE shown by the equation and transitions to a higher energy level. Even if nuclei with nuclear spin angular momentum coexist, each nucleus has a different gyromagnetic ratio γ, so it is difficult to extract only the resonance of a specific atomic nucleus by using different resonance frequencies. can. Furthermore, by measuring the strength of the resonance, it is possible to determine the amount of nuclei present. Furthermore, after a period of time determined by a time constant called relaxation time after resonance, the atomic nucleus excited to the lower level also moves to a lower level. Among these slow relaxation times, the spin-interstitial relaxation time (longitudinal relaxation time), especially called T1, is a time constant that depends on the way each compound binds, and in normal tissues and malignant tumors,
It is known that the values differ greatly.

ここでは、水素原子核（１Ｈ）につい−〇説明したが、
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、水素原子核以外に、リン原
子核（５ｊｐ）、　　炭素原子核（１３ｃ　）、　ナト
リウム原子核（”　Ｎａ　）、フッ素原子核＜　１９　
Ｆ　）、酸素原子核（’１７ｏ）等に適用可能である。Here, I explained about hydrogen nucleus (1H),
Similar measurements can be performed on other nuclei with nuclear spin angular momentum, and in addition to hydrogen nuclei, phosphorus nuclei (5jp), carbon nuclei (13c), sodium nuclei ("Na), and fluorine nuclei < 19
F), oxygen nuclei ('17o), etc.

このように、ＮＭＲによって、特定原子核の存在量およ
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、被検体内の棹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 conduct inspections of each and every part of the specimen. can be done.

従来より、このようなＮ　Ｍ　’Ｒｉ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９
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ＮＭＲ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ＮＭＲ共鳴信号強度を再構
成法によって求めるものがある。Conventionally, an inspection device using N M'Ri has been used to perform virtual cross-section 9 of a subject using the same principle as X-ray CT.
There is a method in which protons in a portion are excited, NMR resonance signals corresponding to each projection are determined in many directions of the object, and the NMR resonance signal intensity at each position of the object is determined by a reconstruction method.

第４図は、このような従来装置Ｖこおける検査手法の一
例を説明するだめの動作波形図である。FIG. 4 is an operational waveform diagram illustrating an example of an inspection method in such a conventional apparatus V.

被検体に、はじめに第４図（ロ）に示すように２勾配磁
場ＧＺ＋と、（イ）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〕を印加する。First, a two-gradient magnetic field GZ+ as shown in FIG. 4(B) and an RF pulse (90° pulse) with a narrow frequency spectrum (f) as shown in FIG. 4(B) are applied to the subject.

この場合、ラーモア角速度ω＝γ（Ｈｏ＋ΔＣＺ）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−ヒに示せば、ｙ
′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ＧＺとｙ勾配
磁場Ｇｙを加え、これによって２次元勾配磁場を作シ、
（ホ）に示すようなＮＭＲ共鳴信号を検出する。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１．／、　ｙｉ面内で矢印方向に次第に分散し
ていくので、やがてＮＭＲ共鳴信号は減少し、第４図（
ホ）に示すように７時間経過して無くなる。このように
して得らｎたＮＭＲ共鳴信号をフーリエ変換すれば、Ｘ
勾配磁場Ｇｘ。In this case, protons only on the surface where the Larmor angular velocity ω = γ (Ho + ΔCZ) are excited, and the magnetization M changes as shown in Figure 5 (a).
A rotating coordinate system rotated by ω as shown in - If shown in H, then y
' The direction is changed by 90 degrees in the axial direction. Next, as shown in Fig. 4 (c) and 2), an X gradient magnetic field GZ and a y gradient magnetic field Gy are applied, thereby creating a two-dimensional gradient magnetic field.
An NMR resonance signal as shown in (e) is detected. Here, as shown in FIG. 5(b), the magnetization M is 1. /, As it gradually disperses in the direction of the arrow within the yi plane, the NMR resonance signal eventually decreases, and as shown in Figure 4 (
As shown in e), it disappears after 7 hours. If the NMR resonance signals obtained in this way are Fourier transformed,
Gradient magnetic field Gx.

ｙ勾配磁場Ｇ？／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。y gradient magnetic field G? / This results in a projection in the direction perpendicular to the composite gradient magnetic field.

以下、同じようにして、所定の時間τ′たけ待って、次
のシーケンスを繰り返す。各シーケンスにおいては、Ｇ
ｚ、　Ｇｙ　　を少しずつ変える。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 manner, after waiting a predetermined time τ', the next sequence is repeated. In each sequence, G
Change z 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においては、第４図にお
いて、ＮＭＲ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捷での所
定時間τ′は、緩和時間Ｔ１　のため−１ｓｅｃ程度は
必要となる。それ故に、一つの被検体断面を、例えば１
２８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 that operates in this way, the time τ until the NMR resonance signal disappears is 10 in FIG.
~20 m5, but the predetermined time τ' at the transition to the next sequence is required to be about -1 sec because of the relaxation time T1. Therefore, one object cross section can be, for example, 1
If reconstruction is performed using 28 projections, the measurement requires a long time of at least 2 minutes.

ここにおいて、本発明は、従来の手法及び装置における
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 therefore been made to obviate such drawbacks in conventional methods and devices.

本発明に係る方法は、被検体に印加する電磁波として、
（９０″）→（１８０°）ｎ、（ｎは１．２．３・・・
）のパルス系列でエコー信号列を作り、各エコー信号を
利用して画像を再構成する点に特徴がある。The method according to the present invention includes, as electromagnetic waves applied to a subject,
(90″)→(180°)n, (n is 1.2.3...
) is used to create an echo signal train, and each echo signal is used to reconstruct an image.

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Ｈｏ　　（この磁場の方向をＺ方向とする）を発
生させるための静磁場用コイル、２はとの静磁場用コイ
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ＨＯは
、０．１Ｔ程度であり、また均一度は１０−４以上であ
ることが望捷しい。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 Ho (the direction of this magnetic field is the Z direction), and 2 is a control circuit for the static magnetic field coil 1, such as a DC stabilized power supply. Contains. It is desirable that the density HO 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。Reference numeral 3 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、Ｚ勾配磁場用コイル３１．ｙ勾配磁場用コイル３２
．３３、図示してないがＶ勾配磁場用コイル３２．３３
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。FIG. 7(A) is a configuration diagram showing an example of the gradient magnetic field coil 3, in which the Z gradient magnetic field coil 31. y gradient magnetic field coil 32
．． 33. Although not shown, V gradient magnetic field coil 32.33
It has the same shape as , and includes an X-gradient magnetic field coil that is rotated by 90°.

この勾配磁場用コイル３は、一様静磁場）ＩＯと同一方
向磁場で、ＺＩＶｌ’Ｚ軸方向にそれぞれ直線勾配をも
つ＠場を発生する。６０は制御回路４のコントローラで
ある。This gradient magnetic field coil 3 is a magnetic field in the same direction as the uniform static magnetic field (IO), and generates an @ field having a linear gradient in the Z-axis direction ZIVl'. 60 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’
ＭＬ（ぬ波として与える励磁コイルで、その構成を第７
図１（ロ）に示す。5 applies an RF pulse with a narrow frequency spectrum f to the subject.
ML (an excitation coil that is given as a wave), whose configuration is the seventh
It is shown in Figure 1 (b).

６は測冗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か制御されるゲート回
路６１、パワーアンプ６２を介して励磁コイル５に印力
■芒れている。７　ｔｊ、被検体におけるＮＭＲ共鳴信
号を検出するだめの検出コイルで、その構成は第７図（
ロ）に示ず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、被検体にできるたけ近接して設置されることが望ま
しいが必要に比、して、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)
The output is applied to the excitation coil 5 via a gate circuit 61 whose opening and closing are controlled by a signal from a controller 60 and a power amplifier 62. 7 tj is a detection coil for detecting the NMR resonance signal in the subject, and its configuration is shown in Figure 7 (
It is the same as the excitation coil shown in (b) and is installed rotated by 90' with respect to the excitation coil 5. 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ＮＭＲ共鳴信号（Ｆ１
丁）　：　ｆｒｅｅ　１ｎｄｕｃｔｉｏｎ　ｄｅｃａｙ
　）　　を工曽巾する増巾器、７２に位相検波回路、７
３は位相検波された増幅器７１からの波形信号を記憶づ
−るウェーブメモリ回路で、Ａ／Ｄ　　変換器を含んで
いる。71 is an NMR resonance signal (F1
Ding) : free 1nduction decay
), a phase detection circuit at 72, and a phase detection circuit at 72.
3 is a wave memory circuit for storing the phase-detected waveform signal from the amplifier 71, and includes an A/D converter.

８はウェーブメモリ回路７３からの信号を例えば光ファ
イバで構成きれる伝送路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。8 is a computer that inputs the signal from the wave memory circuit 73 via a transmission path 74 made of, for example, an optical fiber, and performs predetermined signal processing to obtain a tomographic image; 9 is a television that displays the obtained tomographic image. It is a display device like a monitor.

このように構成した装置の動作を、次に第８図及び第９
図を参照しながら説明する。The operation of the device constructed in this way will be explained next in Figs. 8 and 9.
This will be explained with reference to the figures.

まず、はじめに、制御回路２は静磁場用コイル１に市、
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、はじめに制御回路４を介し
て２勾配磁場用コイル３１に電流を流し、第８図（ロ）
に示すように２勾配磁場ａＺ　　を与える。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からの信号を増巾５６２１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゜パルスの電磁波を印加する。これによって、被
検体内の一面を励起する。この時点ｔ。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Ｖ′軸方
向に９０“向きを変える。First, the control circuit 2 connects the static magnetic field coil 1 with
A static magnetic field HO is applied to the test object (the test object is placed inside the cylinder of each coil). In this state, the controller 60 first applies current to the two-gradient magnetic field coil 31 via the control circuit 4, as shown in FIG. 8(b).
Apply two gradient magnetic fields aZ as shown in . Also, Gz
is given, the gate circuit 61 is opened, and the signal from the oscillator 6 is applied to the excitation coil 5 through the amplification 5621, resulting in a 90° waveform with a narrow spectrum as shown in FIG. 8(a). Apply pulsed electromagnetic waves. This excites one side of the inside of the subject. At this point t. , the magnetization M changes direction by 90'' in the V' axis direction as shown in the rotating coordinate system of FIG. 9(a).

続いて、２勾配磁場用コイル及びｙ勾配磁場用コイル３
２．３３に電流を流し、第８図（ハ）９に）に示すより
に所鼠の太き芒の磁場Ｇｚ１．Ｇ’Ｊ／１　　を同時に
印加し、検出コイル７から得られる第８図（ホ）に示す
ようｌＮＭＲ共鳴信号全検出する。このＮＭＲ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′。Next, 2 gradient magnetic field coils and y gradient magnetic field coil 3
2.33, the magnetic field Gz1. G'J/1 is applied at the same time, and all of the 1NMR resonance signals obtained from the detection coil 7 are detected as shown in FIG. 8(E). At the time when this NMR resonance signal is detected (for example, at time tl), the magnetization M is x' as shown in FIG. 9(b).

１７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７で検出されるＦｑＭａ共鳴信号Ｅ、は
、時間とともに次第に減衰するもので、この信」は、増
巾器７１で増巾ぢれ、位相検波回路７２で位相検波され
、ウェーブメモリ回路７３を介してコンピュータ８に印
加される。ここで、ＮＭＲ共鳴信号はツー　ＩＪ工変換
され、第１のプロジェクションの信号となる。It is in the middle of gradually dispersing in the direction of the broken line arrow within the 17th plane. The FqMa resonance signal E detected by the detection coil 7 gradually attenuates with time, and this signal is amplified by the amplifier 71, phase detected by the phase detection circuit 72, and transmitted to the wave memory circuit 73 is applied to the computer 8 via. Here, the NMR resonance signal is converted into a first projection signal.

続いて、９０°パルスを印加（７てから所定時間τだけ
経過１７た時応で、コノ）ｏ−ラ６０は、再ひ２勾配磁
場用コイル３１に電流を流［７、角１，８図（ロ）に示
すように２勾配磁場ＧＺを与え、６とともに、ゲート回
路６１を開とし、励磁コイル５に電流を流し、今度は第
８１ｆｆｉ（イ）に示すように１８０°、／　　、：　
、Ｉレスの電磁波を印加し、これによって、エコー信号
Ｅ　、／をつくる。なお、この際、Ｚ勾配磁場ａＺは与
えなくともよい。Subsequently, a 90° pulse is applied (after a predetermined time τ has elapsed since 7). As shown in Figure (B), two gradient magnetic fields GZ are applied, and together with 6, the gate circuit 61 is opened, and a current is passed through the excitation coil 5, and this time, as shown in No. 81ffi (A), 180°, /:
, I-less electromagnetic waves are applied, thereby creating echo signals E, /. Note that at this time, the Z gradient magnetic field aZ may not be applied.

そして、このエコー信号Ｅ　、／が増大する間（τ期間
の間）、第８図（ハ）、に）に示すように前回と同じ大
きさのＸ勾配磁場Ｇｘ１とｙ勾配磁場Ｇｙｉとを同時に
印加する。Then, while this echo signal E, / increases (during the τ period), the X gradient magnetic field Gx1 and the Y gradient magnetic field Gyi, which have the same magnitude as the previous time, are simultaneously applied as shown in Fig. 8 (c). Apply.

ここで、１８０°Ｘ′パルスの′電磁波を印加すると、
分散した磁化Ｍは、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
に次第に増大するＮＭＲ共鳴信号Ｅ１′（この、信号を
エコー信号と呼んでいる）が検出される。Here, if we apply an electromagnetic wave of 180°X' pulse, we get
The dispersed magnetization M begins to gather again as shown in FIG. 9 (c), and the detection coil 7 outputs an NMR resonance signal E1' (this signal (called an echo signal) is detected.

１８０″２Ｘ′　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。One hour after the application of the 180"2X' pulse, the echo signal reaches its maximum as shown in FIG. 8(E).

このエコー信号Ｅ　、／は、はじめに出力されたＮＭＲ
共鳴共鳴信号表位相が逆な関係を有している。エコー信
号が最大となった時点（１８０°Ｘ′パルスを印加して
からτ時間経過した時点）で、Ｘ勾配磁場Ｇχ、ｙ勾配
磁場Ｇｙのそれぞれの大きさを、ＧｘｌからＧ２；２．
及びＧｙｉからＧＹ２に第８図（ハ）、に）に示すよう
に同時に切り換え、この下におけるＮＭＲ信号Ｅ２　を
第８図（ホ）に示すように第２のグロジエクゾヨンの信
号として検出する。Ｇχ２．Ｇ３／２に切換えてから１
時間経過後（１８０°π′　パルスを印加［７てから２
τ時間経過後）、第８図（イ）に示すように１８０’−
Ｚ’パルス（１８０°−ｘ′パルスは発振器６からの信
号の位相を反転したもの）を印加する。This echo signal E, / is the initially output NMR
The resonance resonance signal table phases have an inverse relationship. At the time when the echo signal reaches its maximum (time τ has elapsed after applying the 180°X' pulse), the magnitudes of the X gradient magnetic field Gχ and the y gradient magnetic field Gy are changed from Gxl to G2;
and from Gyi to GY2 at the same time as shown in FIGS. 8(c) and 8), and the NMR signal E2 below this is detected as a second grosge exhaust signal as shown in FIG. 8(e). Gχ2. 1 after switching to G3/2
After time elapsed (180°π' pulse applied [7 then 2
τ time has elapsed), 180'- as shown in Figure 8 (A).
A Z' pulse (180°-x' pulse is the signal from the oscillator 6 with the phase inverted) is applied.

また２勾配磁場Ｇｚを与える。続いて、第８図（ハ）。Also, two gradient magnetic fields Gz are applied. Next, Figure 8 (c).

に）に示すように、前回と同じ大きさのＸ勾配磁場Ｇｘ
２．ｖ勾配磁場Ｇ？／２を同時に与え、この下でのエコ
ー信号Ｅ２′を検出する。以後、同様にして、１８０°
Ｘ′　パルス、１８０°ｘ／の電磁波勿交互に印加する
とともに、この１８０°Ｘ′　パルス、１８σ−Ｘ′パ
ルスを印加する前後の１時間、同時ンこ開力ａするＸ勾
配磁＠Ｇｘ　＋　ｙ勾配磁場Ｇｙの大きさを少しずつ変
え、その下でのＮＭＲ共鳴信号を　各プロジェクション
の信号として検出する。このような動作は、ＮＭＲ共鳴
信号が得られる間１シーケンスの中で繰シ返して行なう
ことが可能であり、次のシーケンスは、ＧｚＯ下で９０
°パルスの電磁波を開力ａする動作からはじまる。各ソ
ーケンスにおいて、各ＮＭＲ共鳴信号（エコー信号）の
包絡線（＊＜　Ｓ図（ホ）の破線）は横緩和時間Ｔ２で
減衰している。), the X gradient magnetic field Gx is the same as the previous time.
2. v gradient magnetic field G? /2 is applied at the same time, and the echo signal E2' under this is detected. After that, in the same way, 180°
An X' pulse and an electromagnetic wave of 180° The magnitude of the y-gradient magnetic field Gy is changed little by little, and the NMR resonance signal under it is detected as a signal of each projection. Such operations can be repeated in one sequence while an NMR resonance signal is obtained, and the next sequence is performed at 90°C under GzO.
°Starts with the action of opening a pulsed electromagnetic wave. In each soukens, the envelope (*< broken line in S diagram (E)) of each NMR resonance signal (echo signal) is attenuated by the transverse relaxation time T2.

コンピュータ８は、１８０°Ｘ′　パルス、１８０°−
ｘ′パルスを印加する前後において得られる各プロジェ
クションのＮＭＲ共鳴共鳴信号表、　Ｅ２．　Ｅ３・・
・及びエコー信号７／　、　ｐ２２／　、　Ｅ、／　、
・、を入力し、例えばＥ、。Computer 8 outputs 180°X' pulse, 180°-
NMR resonance resonance signal table for each projection obtained before and after applying the x' pulse, E2. E3...
・And echo signal 7/ , p22/ , E, / ,
・, for example, E.

Ｅ２．Ｅ３　　をフーリエ変換し、Ｘ線ＣＴと同様の公
知の手法（月１ｔｅｒｅｄ　ｂａｃｋ　ｐｒｏｊｅｃｔ
ｉｏｎ　）　　によって再構成演算を行ない、断層像を
得、これを表示器９に表示する。E2. E3 is Fourier transformed and a known method similar to X-ray CT (Monthly Tered Back Project
ion) performs reconstruction calculations to obtain a tomographic image, which is displayed on the display 9.

なお、上記ではコンピュータ８は、エコー信号Ｊ’　＋
　Ｅ２’　、　Ｅ５′・・・を利用しないことを想矩し
たものであるが、Ｉ７１しめに出力されるＮ　Ｍ　Ｒ共
鳴信号（これを単にＮ　ＭＲ倍信号略す）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, in the above, the computer 8 receives the echo signal J'+
Although it is assumed that E2', E5', etc. are not used, the NMR resonance signal outputted at the end of I71 (this is simply the NMR multiplied signal) and the echo outputted subsequently. Both signals may be used. In this case, the usage may be as follows, for example.

（ｉ）　ＮＭＲ信号Ｅ、　、　（Ｅ、、、　Ｅ、・・・
〕　とエコー信号Ｅ１’　＋　（Ｅ２／　、　Ｅ、、・
・・）の時間軸を反転した信号との平均値を演算し、こ
れを１プロジエクシヨンのデータとして、再構成演算を
行ない、ひとつの断層像を得る。(i) NMR signal E, , (E, , E,...
] and the echo signal E1' + (E2/ , E,...
...) with the signal whose time axis is reversed, and using this as data of one projection, a reconstruction operation is performed to obtain one tomographic image.

（１１）　　エコー信号の包絡線は、緩和時間Ｔ２で減
衰していることから、ＮＭＲ信号Ｅ、、Ｅ２．・・・を
利用してプロトン密度画像を得るとともに、エコー信号
Ｅ１／　、　Ｅ、／・・・を利用して７２画像（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）
を得る。(11) Since the envelope of the echo signal is attenuated by the relaxation time T2, the NMR signals E, , E2 . ... to obtain a proton density image, and echo signals E1/, E, /... to obtain 72 images (T2 is caused by the interaction of the spins of nearby electron nuclei)
get.

（ｉｉｉ）　　１８０°ｘｌ　　パルス、　　１８０′
−ｘ’パルスの…ｊ後において与えるＸ勾配磁場Ｇｚ、
ｙ勾配磁場Ｇｙの大きさをＧｘｎ　＝　Ｇ＋、、　Ｇ：
Ｉ／ｎ　＝＝　Ｇｙ　　とし、■シーケンス中のＮＭＲ
信号とエコー信号の全部又はいくつかを平均し、これを
１グロジエクシヨンのデータとする。この場合、高速性
は失なわれるがＳｌＮ　　比が著しく向上する。(iii) 180°xl pulse, 180'
−X gradient magnetic field Gz given after...j of the x' pulse,
The magnitude of the y gradient magnetic field Gy is Gxn = G+, G:
I/n == Gy, ■NMR during sequence
All or some of the signals and echo signals are averaged and this is taken as data for one glosiexion. In this case, although high speed is lost, the SlN ratio is significantly improved.

これらの手法をとることによって、ＳｌＮ　　比を良好
にし、良質の画像・２得ることができる。また、診断の
目的に応じて、これらの手法を選歌することによって、
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 SIN ratio and obtain high quality images. In addition, by selecting these methods according to the purpose of diagnosis,
A tomographic image suitable for the purpose can be obtained.

なお、上記の説明では、被検体に印加する′電磁波のパ
ルス系列として、（９０”）→（１８ｏ“Ｘ′）→（１
８０’−ｘ’）−＋（］　８０°：ｔ′）→（１８０”
　−ｚ’）−の場合を説明したが、これに代えて、（９
０°）→（１８０″、／）→（１８０°−ｙ勺→（１８
０°ｙ’）→（１８０°−Ｖ′）・・・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") → (18o "X') → (1
80'-x')-+(] 80°:t')→(180"
−z')− has been explained, but instead of this, (9
0°) → (180″, /) → (180°−y → (18
A pulse sequence of 0°y')→(180°-V')... may also be used.

なお、第８図の例において、（ホ）に示すＮ　Ｍ　Ｒ共
鳴信号（エコー信号）のピーク振巾Ａ（包絡線に対応）
は、 で減衰する。したがって、全測定時間が緩和時間Ｔ２　
より十分短かければその影響は問題とならない。全測定
時間が比較的長い場合（ｉｌ４１．１定時間がＴ２　　
より十分短かくない場合、このままではプロトン密度画
像にＴ２が影響して好捷しくない。この場合、次のよう
な手法をとることによって、Ｔ２の影響のないプロトン
密度画像を得ることができる。すなわち、鵠８図（ホ）
において、デー　タＥｎ　とデータＥ！１′の場合のｔ
け、それぞれ、２（ｎ−１）τ。In addition, in the example of FIG. 8, the peak amplitude A (corresponding to the envelope) of the NMR resonance signal (echo signal) shown in (e)
is attenuated by . Therefore, the total measurement time is the relaxation time T2
If it is sufficiently shorter than that, the effect will not be a problem. When the total measurement time is relatively long (il41.1 fixed time is T2
If it is not sufficiently shorter than this, T2 will affect the proton density image, making it undesirable. In this case, a proton density image free from the influence of T2 can be obtained by using the following method. In other words, Moe 8 (e)
In, data En and data E! t for 1'
, 2(n-1)τ, respectively.

２（ｎ−１）τ＋τであるから、２つのデータＥｎ、Ｅ
ｎ’をフーリエ変換し、周波数軸上（プロジェクション
ｎ上）の各点のＴ２を上式から得る。そして、Ｅｎを１
＝０に外挿して、Ｔ２の減衰による影響を除去したプロ
トン密度だけのデータを得ることができる。2(n-1)τ+τ, so the two data En, E
Fourier transform is performed on n', and T2 at each point on the frequency axis (on projection n) is obtained from the above equation. And En is 1
By extrapolating to =0, it is possible to obtain data on only the proton density from which the influence of T2 attenuation has been removed.

第　１０　図　シτ」１、　　（９０’　）→（１８０
”？／’ン→（１８０’−１／’）→（１８０°７　）
・・の電磁波のパルス系列を使用した場合、第８図に示
す各時点ｔ。、　１．、１．、、１５　における磁化Ｍ
の向きを示したものである。Figure 10
"?/'n→(180'-1/')→(180°7)
When using an electromagnetic wave pulse sequence of ..., each time point t shown in FIG. , 1. , 1. ,,15 magnetization M at
This shows the direction.

ここで１．１８０′ｖ′パルスは、発振器６からの信号
の位相を９０°遅れさせたもの金表わしている。Here, the 1.180'v' pulse represents the phase of the signal from the oscillator 6 delayed by 90°.

第１１図は、本発明に係る手法の他の例を示す動作波形
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り口するｉす（１７時間前）に
、第１１図（イ）に示すように１８０゜パルスの電磁波
を開力口するようにした。ものである。FIG. 11 is an operational waveform diagram showing another example of the method according to the present invention. This method is based on the method shown in FIG.
17 hours before the 0° pulse was applied to the subject, a 180° pulse of electromagnetic waves was applied as shown in FIG. 11 (a). It is something.

なお、１８０’パルスと同時に、第１１図（ロ）に示す
ように２勾配磁場ＧＺ　を与える。ここで、１８０°パ
ルスを剛力Ｉしてから、９０°パルス金印加するまでの
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。At the same time as the 180' pulse, two gradient magnetic fields GZ are applied as shown in FIG. 11(b). Here, the time τ'' from the application of the 180° pulse stiffness I to the application of the 90° pulse gold 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. be.

この手法によれば、τ“間のＴ１　の緩和によシ、ＮＭ
Ｒ信号の強度が変シ、これからＴ１画像を得ることがで
きる。According to this method, by relaxing T1 between τ, NM
The intensity of the R signal changes, from which a T1 image can be obtained.

第１２図は、３次元ＰＲ法と呼ばれる手法に本発明を適
用した場合の動作波形図である。ここでは、（１８０”
ｚ’）、（１８０°−Ｘ′）パルスの前後において、第
１２図（ロ）、（ハ）、に）にそれぞれ示すように、２
勾配磁場ＧＺ、Ｚ　　勾配磁場ＧＯｃ及びｙ勾配磁場Ｇ
７／　を同時に印カロするようにしたものである。FIG. 12 is an operational waveform diagram when the present invention is applied to a method called a three-dimensional PR method. Here, (180”
z'), (180°-X') before and after the pulse, as shown in Figure 12 (B), (C), and 2), respectively.
Gradient magnetic field GZ, Z Gradient magnetic field GOc and y gradient magnetic field G
7/ is designed to be stamped at the same time.

以上ｎ兄明したように、本発明に係る手法は、被検体を
９０°パルスの電磁波で励起後、（１８０°ｘ′）→（
１８０°−Ｘ′）又は（１８０°γ勺→（１８０°−Ｖ
′）のパルス系列を複数回繰り返し、１回のシーケンス
で複数個のデータを得ることができるようにしたもので
、短時間で、被検体内の特定原子核分布等に関連する断
層像を得ることができる。As explained above, in the method according to the present invention, after exciting the subject with a 90° pulse electromagnetic wave, (180°x')→(
180°-X′) or (180°γ勺→(180°-V
') is repeated multiple times, making it possible to obtain multiple pieces of data in one sequence, allowing for the acquisition of tomographic images related to the distribution of specific atomic nuclei within the subject in a short period of time. I can do it.

また、被検体からＮＭＲ信号及びエコー信号を得ること
ができるので、Ｓ／Ｎ比が良好で、分解能の良い断層像
を得ることができる。Furthermore, since an NMR signal and an echo signal can be obtained from the subject, a tomographic image with a good S/N ratio and high resolution can be obtained.

【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だめの説明図、第
２図は核磁気モーメントの配列について説明するだめの
説明図、第３図は静磁場による核磁気モーメントの整列
について説明するだめの図、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Ｍの方向を説明するだめの説明図、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図装置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）ｉｌ−ｊ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
とつを説明するだめの動作波形図、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の方向を示した説明図、第１１図及び第１２図
は本発明の手法の他の例を示１′動作波形図である。Figure 1 is an explanatory diagram to explain the nuclear magnetic moment, Figure 2 is an explanatory diagram to explain the arrangement of nuclear magnetic moments, and Figure 3 is an explanatory diagram to explain the alignment of nuclear magnetic moments due to 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 M according to the method of FIG. 4, and FIG. 6 is a diagram for explaining the method according to the present invention. Figure 7 (a) is a block diagram showing an example of a device to realize this, Figure 7 (a) is a configuration diagram showing an example of a gradient magnetic field coil used in the device shown in figure 6, (b) il-j is the configuration of an excitation coil as well. 8 is an operational waveform diagram for explaining one of the methods according to the present invention, and FIG. 9 is an explanatory diagram showing the direction of magnetization M at each point in time according to the method of the present invention on a rotating coordinate system. , FIG. 10 is an explanatory diagram showing the direction of magnetization M at each point in time when another pulse sequence is used in the method according to the present invention, and FIGS. FIG. 1 is a 1' operation waveform diagram showing an example of the above.

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、更
に前記被検体に２種以上の勾配磁場を力え、前記被検体
からの核磁気共鳴信号ｆ　ＮＭＲ信号、エコー４８号）
を得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９０パル
スを印加し被検体を励起後、（１８０’）ｎ　のパルス
系列を複数回（ｎ回）繰り返して印加することを特徴と
する核磁気共鳴による検査方法。 （２）（１８０゛）パルスを印加する前後において等し
い大きさのＸ軸方向勾配磁場Ｇｘ＋１／軸方向勾配磁場
Ｇｙを同時に印加し、（４，Ｇｙ　の大きさを１シーケ
ンス中において少しずつ変えるようにした特許請求の範
囲第１項記載の核磁気共鳴による検査方法。 （３）　　（１８０°）パルスを印加する前後において
得られるＮＭＲ信号とエコー信号に基ずく各データＥｎ
、Ｅｎ’をそれぞれフーリエ変換し、周波数軸上の各点
のＴ２を得、Ｅｎ　１ｔ−０に外挿してＴ２による減衰
の影響を除去したデータを得るようにした特許請求の範
囲第１項記載の核磁気共鳴による検査方法。 （４１（１８０’）パルスを印加する前後において得ら
れるＮＭＲ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プロジエクシヨンのデータ
として得るようにした特許請求の範囲第１項記載の核磁
気共鳴による検査方法。 （５）　（１８０°）パルス金印カロする前後において
得られるふたつのデータの一力のデータをオリ用してプ
ロトン密度画像を得るようにし、他方のデータを利用し
て１２画像を刹ノるようにした特許請求の範囲第１項記
載の核ｉｌＫ気共鳴による検査方法。 （６１（１８０°）パルスを印加する前後において被検
体に与えるＸ勾配磁５ＧＯｃ、１／勾配磁場Ｇｙの大き
さをＧｚｎ＝Ｇｚ、　Ｇｙｎ＝Ｇｙ　　とし、１シーケ
ンスの中のＮＭＲ信号とエコー信号の全部又はいくつか
を平均し、これを１プロジエクシヨンのデータとする特
許請求の範囲第１項記載の核磁気共鳴による検査方法。 （７）　　被検体に一様静磁場を与えるとともに被検体
に核磁気共鳴を銹起させる周波数の電磁波を印加し、更
に前記被検体にこの被検体からの核磁気共鳴信号の放射
部分を特定するための勾配磁場を与え、前記被検体の特
定部分からの核磁気共鳴信号（ＮＭ、Ｒ信号、エコー信
号）を得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１８０゛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
後、（１８０’）ｎのパルス系列を複数回（ｎ回）繰り
返して印加することを特徴とする核磁気共鳴による検査
方法。 （８）　　被検体に一様静磁場を与える静磁場形成手段
、前記被検体からの核磁気共鳴信号の放射部分を特定す
るだめの２種以上の勾配磁場を発生する勾配磁場発生手
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、と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を検知する手段、こ
の検知手段からの信号を処理するとともに用足の演算を
行なって断層像を得る演算手段を具備し、 前記制御手段は、前記励振手段を介してはじめに９０°
パルスを印加し被検体を励起させ、その後、（１８０’
）ｎ　　のパルス系列を複数回（ｎ回）繰り返して印力
０する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 a subject, applying electromagnetic waves with a frequency that induces nuclear magnetic resonance in the subject, and further applying two or more types of gradient magnetic fields to the subject, Nuclear magnetic resonance signal f NMR signal from the subject, Echo No. 48)
In the inspection method, as the electromagnetic waves applied to the subject, 90 pulses are first applied to excite the subject, and then a pulse sequence of (180')n is repeatedly applied a plurality of times (n times). An inspection method using nuclear magnetic resonance characterized by: (2) (180゛) Simultaneously apply the same magnitude of X-axis gradient magnetic field Gx+1/axial gradient magnetic field Gy before and after applying the pulse, and change the magnitude of (4, Gy little by little during one sequence). An inspection method using nuclear magnetic resonance according to claim 1. (3) Each data En based on an NMR signal and an echo signal obtained before and after applying a (180°) pulse.
, En' are Fourier-transformed to obtain T2 at each point on the frequency axis, and data is obtained by extrapolating to En 1t-0 to remove the influence of attenuation due to T2. An examination method using nuclear magnetic resonance. (A patent claim in which the average value of the NMR signal obtained before and after applying the 41 (180') pulse and the signal obtained by reversing the time axis of the echo signal is obtained as data for one projection. Inspection method using nuclear magnetic resonance as described in scope 1. (5) A proton density image is obtained by using two pieces of data obtained before and after (180°) pulse gold stamping, An inspection method based on nuclear ILK air resonance according to claim 1, in which the 12 images are separated by using the other data. The magnitude of the gradient magnetic field 5GOc, 1/gradient magnetic field Gy is set as Gzn = Gz, Gyn = Gy, all or some of the NMR signals and echo signals in one sequence are averaged, and this is considered as the data of one projection. An examination method using nuclear magnetic resonance according to claim 1. (7) Applying a uniform static magnetic field to a subject and applying electromagnetic waves at a frequency that causes nuclear magnetic resonance to occur in the subject; A gradient magnetic field was applied to the specimen to identify the emission part of the nuclear magnetic resonance signal from the specimen, and nuclear magnetic resonance signals (NM, R signals, echo signals) from the specific part of the specimen were obtained. In the inspection method, as electromagnetic waves to be applied to the subject, a 180° pulse is first applied, and after a predetermined time, a 90° pulse is applied to excite the subject, and then a pulse sequence of (180')n is applied multiple times (n (8) A means for forming a static magnetic field that applies a uniform static magnetic field to a subject, and identifying a radiation portion of a nuclear magnetic resonance signal from the subject. a gradient magnetic field generation means for generating two or more types of gradient magnetic fields; an excitation means for applying pulsed electromagnetic waves to the subject; a control means for controlling signals given to the excitation means; comprising means for detecting a nuclear magnetic resonance signal, and a calculating means for processing the signal from the detecting means and performing calculations to obtain a tomographic image;
A pulse is applied to excite the object, and then (180'
)N pulse sequence is repeated a plurality of times (n times) to reduce the impression force to zero.