JPS5983041A - 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 pulse electromagnetic waves of 90 deg. and 180 deg. in a time series, and detecting an 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 is imparted to a body to be checked. A controller 60 flows a current to a coil 31 through a gradient magnetic field control circuit 4, 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. Then, 90 deg. pulses are applied. Thereafter, a current is flowed to a coil 32, and an (x) gradient magnetic field Gx is imparted. A magnetic field Gy is subsequently imparted, and an NMR signal is detected by a detecting coil 7. By the similar way, 180 deg. pulses are applied under the magnetic field Gz. Then the Gy and Gx are imparted for a specified time period, and the NMR signal is detected. The NMR signals undergo Fourier conversion by a computer 8 through a preamplifier 71, a phase detector 72, and a wave memory 73. 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ｔ　ｎｕｃｌｅａｒ　ｍａｇｎｅ
ｔｉｃｒｅｓｏｎａｎｃｅ　）　（以下これを「ＮＭＲ
」と略称する）現象を利用し７て、被検体内における特
定原子核分布等全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 provides nuclear magnetic resonance
ticresonance) (hereinafter referred to as “NMR
The present invention relates to an inspection method and apparatus using nuclear magnetic resonance that utilizes the phenomenon (abbreviated as "") to obtain information from outside the entire subject, such as the distribution of specific atomic nuclei within 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Ｉで回転しているとみなさ
れる。The atomic nucleus consists of protons and neutrons, which are considered to be rotating as a whole with a nuclear spin angular momentum I.

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がらなり、スピン量子数差
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＋ケもっているので、原子核の
回転に従い、磁気七−メ／トμが生ずる。すなわち、一
つ一つの水素の原子核に、それぞれ一つ一つの小さム磁
石とみなせる。FIG. 1 shows a hydrogen nucleus (1H), which, as shown in (a), consists of one proton P, which rotates as expressed by the spin quantum number difference. Here, proton P is (b)
As shown in , since it has a positive charge e+, a magnetic 7-meter/to μ is generated as the atomic nucleus rotates. In other words, each hydrogen nucleus can be regarded 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（礎気モーメン
トの向キンは（ロ）ＶＣＣ１０ようにランタ゛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 micromagnet (the direction of the core moment is random as in (b) VCC10, and no magnetization is observed as a whole.

ここで、このような物質に、Ｚ方向の静４ｒＨｃ場ＩＯ
を印加すると、各原子核が１４０の方向に揃う（核のエ
ネルギ準位が２方向に童子化され／））。Here, such a substance is subjected to static 4rHc field IO in the Z direction.
When this is applied, each atomic nucleus is aligned in the 140 direction (the energy level of the nucleus is aligned 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ｔｊｊ、子数はレジで
あるから、８８３図仲１に示すように、−’／２と十係
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ΔＥは、（１）式で表わされる。Figure 3 (a) shows this situation for a hydrogen nucleus. Since the spin tjj and the number of children of the hydrogen nucleus are reg, it is divided into two levels -'/2 and 10, as shown in Figure 883, middle 1. The energy difference ΔE between two energy levels is expressed by equation (1).

ΔＥ−γｔｉＨｏ・・・・・・・・・・・・・・・・・
・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・
・・（１）たたし、γ：磁気回転比 π＝ｈ／２π 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　　
ＨＯ なる力が加わるので、原子核（４ｚ軸の才わりを、（２
）式で示すような角速度ωで歳差運動する。ΔE−γtiHo・・・・・・・・・・・・・・・・
・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・
...(1) T, γ: gyromagnetic ratio π=h/2π h Niblank constant Here, each atomic nucleus is given μX by the static magnetic field HO.
Since the force of HO is applied, the deflection of the atomic nucleus (4z-axis) becomes (2
) precesses at an angular velocity ω as shown in the equation.

ω＝γＨｏ　（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
電磁波（辿常ラジオ波）を印カロすると、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地位に
遷移する。核スピン角運動片を持つ原子核が数種類混在
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。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九式する
時間の後に高い準位へ励起された原子核に、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ＩＶＪ　）は、各化
合物の結合の仕方に依存している時′７Ｅ？；５であり
、正常組織と悪性腫傷とで（ｒｉ、、佃が太きく異なる
ことが知られている。ω=γHo (Larmor angular velocity)・・・・・・・・・
...(2) When an electromagnetic wave (tracing radio wave) with a frequency corresponding to the angular velocity ω is applied to a system in this state, resonance occurs, and the atomic nucleus emits energy corresponding to the energy difference ΔE shown by equation (1). Absorb and transition to a higher energy status. Even if several types of nuclei with nuclear spin angular motion pieces coexist, each nucleus has a different gyromagnetic ratio γ, so the resonant frequencies differ, and therefore only the resonance of a specific atomic nucleus can be extracted. Furthermore, by measuring the strength of the resonance, it is possible to determine the amount of nuclei present. Also, 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 (IVJ during longitudinal relaxation) called T1 in particular depends on the way each compound is bonded. ; 5, and it is known that the (ri, tsukuda) differs greatly between normal tissue and malignant tumor.

ここでは、水素原子核（１Ｈ）について説明したが、こ
の他にも核スピン角運動川音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（３１Ｐ　）、炭素原子核（１３Ｃ）、ナトリウム原
子核（２３Ｎａ入　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 (1H), but it is also possible to perform similar measurements with other atomic nuclei with nuclear spin angular motion. 13C), sodium nucleus (23Na-containing fluorine nucleus (19F), oxygen nucleus (170), etc.).

このように、ＮＭＲによって、％矩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イ重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 can measure the abundance of rectangular atomic nuclei and their relaxation times, so by obtaining a wealth of chemical information about specific atomic nuclei within a substance, it is possible to conduct various tests within a subject. can be done.

従来より、このよう７ｚＮＭＲ全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Ｎ
ＭＲ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, as an inspection device that fully utilizes 7zNMR, it excites protons in a virtual cross section of the subject using the same principle as X-ray CT, and generates NMR corresponding to each projection.
MR resonance signals are determined for numerous directions of the object;
There is a method that uses a reconstruction method to obtain the NMR resonance signal intensity at each position of the object.

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、はじめに第４図（ロ）に示すようにＺ勾配磁
場ＣＺど、（イ）に示すように細い周波数スペクトル（
ｆ）ノＲＦパルス（９０°パルス）全印加”する。First, a Z gradient magnetic field CZ is applied to the subject as shown in Figure 4 (b), and a narrow frequency spectrum (as shown in (a)) is applied to the subject.
f) Apply all RF pulses (90° pulses).

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全第５図に示す
よりなωで回転する回転座標系上（ｌこ示せば、図示す
るようにｙ′軸方向に９０°向きを変えたものとなる。In this case, protons only on the surface where the Larmor angular velocity ω = γ (Ho + ΔCZ) are excited, and the magnetization M is on a rotating coordinate system rotating at ω as shown in Figure 5 (l, as shown in the figure, y ' The direction is changed by 90 degrees in the axial direction.

続いて、第４図（ハ）に示すようにＸ軸方向勾配磁場Ｇ
Ｚ　ｋ所定の時間ｔｚだけ加え、これによって磁化Ｍの
位相ヲ（３）式に示すようにＸ軸方向に目盛付する。Next, as shown in FIG. 4 (c), the gradient magnetic field G in the X-axis direction is
Zk is added for a predetermined time tz, thereby gradating the phase of the magnetization M in the X-axis direction as shown in equation (3).

γＬｘｆ　ｔｘ　ｄｔ　−ａｘ　＝２πｉ　・・　・・
・　・・・・・・・・・・・・・・・・（３）ただし、
γ：磁気回転比 り、：、、方向の被検体長さ Ｎ’　Ｎ ｎ：整数（ｎ　＝２　２　＋’　、・・・、−１゜０、
＋ｉ、・・・、　−−１） Ｎ：ｘ方向の分割数 続いて、第４図に）に示すようにｙ軸方向勾配磁場Ｇｙ
　ｆ印加し、この下で第４図（ホ）に示すようにＮＭＲ
共鳴信号を検出する。ＶｉｌＩｌ１１方向は、ラーモア
角速度で目盛利は全行なう。ここで、（ｄ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／、
　、７面内で矢印方向に？′に第に分散してゆくので、
やがて、ＮＭＲ共鳴信号は減少し、第４図（ホ）に示す
ように７時１”＋４）経過して無くなる。γLxf tx dt −ax =2πi ・・・
・・・・・・・・・・・・・・・・・・・(3) However,
γ: Magnetic rotation ratio, : length of the object in the direction N' N n: Integer (n = 2 2 +', . . . , -1°0,
+i, ..., -1) N: Number of divisions in the x direction Then, as shown in Figure 4), the gradient magnetic field Gy in the y-axis direction
f is applied, and under this, NMR is performed as shown in Figure 4 (e).
Detect resonance signals. In the VilIl11 direction, all scale gains are made at the Larmor angular velocity. Here, (d-M is the fifth
As shown in figure (b), due to the inhomogeneity of the magnetic field, x/,
, in the direction of the arrow within the 7th plane? ′, so
Eventually, the NMR resonance signal decreases and disappears after 7:01''+4) as shown in FIG. 4(e).

以下、熱平衡状態に戻る才でτ′時間待って、次のシー
ケンスを繰り返す。この際、Ｘ軸方向勾配磁場Ｇ、を印
加する所定時間ｔｚは、（３）式で決捷る値でＮ回繰り
返される。そして、Ｎ回のシーケンスで得られたＮＭＲ
共鳴信号を２次元フーリエ変換することによって、面内
のプロトン密度画像を得ることができる。Thereafter, the next sequence is repeated after waiting τ' time for the state to return to thermal equilibrium. At this time, the predetermined time tz for applying the X-axis direction gradient magnetic field G is repeated N times with a value determined by equation (3). Then, the NMR obtained in N sequences
By performing two-dimensional Fourier transform on the resonance signal, an in-plane proton density image can be obtained.

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共鳴信号が無くな小までの時間τは、１０
〜２０ｍ５　であるが、仄のシーケンスに移るまでの所
ボ時間τ′に、緩和時間Ｔ１　のため１　ｓｅｃ程度は
必要となる。それ故に、Ｘ軸方向の分割数Ｎを例えば１
００程度とすれば、その測定に少なくとも２分以上の長
い時間を必要とする。In the conventional device that operates in this manner, the time τ until the NMR resonance signal disappears is 10 as shown in FIG.
~20 m5, but approximately 1 sec is required for the relaxation time T1 in the waiting time τ' until moving to the second sequence. Therefore, the number of divisions N in the X-axis direction is set to 1, for example.
If it is about 00, the measurement will require a long time of at least 2 minutes.

ここにおいて、本発明は、恢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 techniques 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全作り、各エコー信号
を利用して画像を再構成するようにした点に特徴がある
。The method according to the present invention includes, as electromagnetic waves applied to a subject,
(90')→(180')n (n is 1.2.3...
The unique feature is that the entire echo signal train is created using the pulse sequence of ), and the image is reconstructed using each echo signal.

第６図に本発明の手法全実現するた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
靜磁場Ｈａ　　（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はこの静磁場用コイ
ル１の制御回路で、例えば直流安定化電＃Ｉ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
　ｔｒｊ−５０，１’ｒ８度であり、また均一度は１０
−４以上であることが望−ましい。FIG. 6 is a block diagram showing the configuration of an embodiment of a device for implementing the entire method of the present invention. In the figure, 1 is a static magnetic field coil for generating a uniform quiet magnetic field Ha (the directions of this magnetic field are two directions), and 2 is a control circuit for this static magnetic field coil 1, for example, a DC stabilizing voltage Contains I. The density Ho of the magnetic flux generated by the static magnetic field coil 1
trj-50, 1'r8 degrees, and the uniformity is 10
-4 or more is desirable.

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び制御回路である。Reference numeral 3 generally indicates a gradient magnetic field coil, and 4 indicates this gradient magnetic field coil 3 and a control circuit.

第７図（イ）は勾配磁場用コイル３の一例ケ示す構成図
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ｙ勾゛配磁場月１コイル３２
．３３と則し形であって、　９０回転して設置されるＸ
勾配磁場８４コイル金含んでいる。この勾配磁場用コイ
ル３は、一様靜磁場１（０と同一方向磁場で、”ｌ’／
１２軸方向（そそれぞれｉＩＩ線勾配をもつ磁場を発生
する。６ｏは制イ卸回路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 the Z gradient magnetic field coil 31. y gradient magnetic field coil 32
．． 33. Although not shown, y-gradient magnetic field monthly 1 coil 32
．． 33 and is installed by rotating 90 times.
The gradient field contains 84 gold coils. This gradient magnetic field coil 3 has a uniform quiet magnetic field 1 (magnetic field in the same direction as 0, "l'/
12 axis directions (each generates a magnetic field having an iII line gradient. 6o is a controller for the control circuit 4.

５に被検体に細い周波数スペクトルｆ（７，、）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(7,,) to the subject as an electromagnetic wave, the configuration of which is shown in FIG. 7 (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、４．２６ＭＨ２／Ｔ）
の信号全発生する発振器で、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６２ｆ：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（ロ）に示す
励磁コイルと同じで、励磁コイル５に対して９０°回転
して設置されている。なお、この検出コイルは、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, 4.26MH2/T for protons)
This is an oscillator that generates all signals, and its output is connected to a gate circuit 6 whose opening and closing are controlled by signals from a controller 60.
1. Power amplifier 62f: Applied to the excitation coil 5 via. Reference numeral 7 denotes a detection coil for detecting an NMR resonance signal in the subject, and its configuration is the same as that of 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に検出コイル７から得られるＮＭＲ共鳴信号（ＦＩ
Ｄ：　ｆｒｅｅ　Ｉｎｄｕｃｔｉｏｎ　ｄｅｃａｙ　）
ｆ増巾する増巾器、７２は位相検波回路、７３は位相検
波された増巾器７１からの波形信号全記憶するウェーブ
メモリ回路で、ｈ／Ｄ　　変換器を含んでいる。８はウ
ェーブメモリ回路７３からの信号を例えは光ファイバで
構成される伝送路７４全介して入力し、所冗のイ＾号処
理全施し７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。At 71, an NMR resonance signal (FI
D: free induction decay)
72 is a phase detection circuit; 73 is a wave memory circuit that stores all the phase-detected waveform signals from the amplifier 71, and includes an h/D converter. Reference numeral 8 indicates a computer which inputs the signal from the wave memory circuit 73 through the entire transmission line 74, for example, an optical fiber, and performs all the redundant signal processing 7 to obtain a tomographic image. It is a display device similar to a television monitor that displays images.

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に電流
を流し、被検体く被検体は各コイルの円筒内に設置され
る〕に静−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勾配研場用コイル３１に電流を流し、第８図（ロ）Ｋ
示すよ□うに２勾配磁場Ｇｚ　ｋ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からの信号を増巾器６２を介して励磁コ・ｆ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、枡検体の１面を励起する。First, the control circuit 2 applies a current to the static magnetic field coil 1 to apply a static field HO to the subject (the subject is placed within the cylinder of each coil). In this state, the controller 60 first sends current to the two-gradient training field coil 31 via the control circuit 4, and as shown in FIG.
Apply two gradient magnetic fields Gz k as shown □. 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. 8 (a). A 90' pulse with a narrow spectrum excites one side of the sample.

この時点ｔｏにおいては、磁化Ｍは第９図（イ）の回転
座標系に示すようにｙ′軸方向に９０′向きを変える。At this time point to, 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ｍｓ用コイル３２に所定の時間ｔ　ｘ　
１だけ電流を流し、第８図（ハ）に示すように所定の大
きさのＸ軸方向勾配磁場ａ、　−２所定時間ｔｘｌだけ
印加する。これによって磁化Ｍの位相を（３）式に示す
ようにＸ軸方向に目盛付する。続いて、第８図に）に示
すようにＶ軸方向勾配磁場Ｇｙを所定時間ｔｙ１だけ印
加し、この下で、第８図（ホ）に示すように検出コイル
７によってＮＭＲ共鳴信号をデータＥ１　　として検出
する。ここで、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
示すように破線矢印方向に次第に分散してゆく途中にあ
るので、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。この信号は、増巾６７１
で増巾され、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
。なお、ｙ軸方向にラーモア周波数で目盛付される。Subsequently, the coil 32 for the X gradient ms is applied for a predetermined time t x
A current of 1 is applied, and a gradient magnetic field a of a predetermined magnitude in the X-axis direction is applied for a predetermined time txl of -2 as shown in FIG. 8(c). As a result, the phase of magnetization M is graduated in the X-axis direction as shown in equation (3). Subsequently, as shown in FIG. 8), a V-axis direction gradient magnetic field Gy is applied for a predetermined time ty1, and under this, the NMR resonance signal is converted into data E1 by the detection coil 7 as shown in FIG. Detected as. Here, the time point when the NMR 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 as shown in FIG. 9(b), so the NMR resonance signal detected by the detection coil 7 is
It gradually decays over time. This signal has a width of 671
The signal is amplified by , phase-detected by a phase detection circuit 72 , and applied to the computer 8 via a wave memory circuit 73 . Note that the y-axis direction is scaled by the Larmor frequency.

９０°パルス金印加してから所定の時間τ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）に示すように２勾配磁場ａＺ　　＞
与えるとともに、ゲート回路６１金開とし、励磁コイル
５に電流を流し、今度は第８図（イ）に示すように１８
０°Ｘ′パルス全印加し、被検体の同一面を励起する。After a predetermined time τ has elapsed since the application of the 90° pulse gold, the controller 60 causes current to flow through the two-gradient magnetic field coil 31 again, and as shown in FIG. 8(b), the two-gradient magnetic field aZ>
At the same time, the gate circuit 61 is opened, and a current is passed through the excitation coil 5, and this time, as shown in FIG.
All 0°X' pulses are applied to excite the same surface of the object.

続いて、第８図←）に示すようにＶ勾配磁場用コイルＶ
Ｃ電流を流し、前回と同様の大きさの磁＠　Ｇｙ　ｆ所
定時間ｔ１１＋だけ印加し、続いて、第８図（ハ）に示
すようにＸ勾配磁、＠用コイルに前回と同様に所定時間
ｔ２：１だけ電流を流し、第８図（ハ）に示すように、
Ｘ軸方向勾配磁場Ｇｘ　ｋ所定時間ｔｘｌだけ印加させ
る。Next, as shown in Fig. 8←), the V gradient magnetic field coil V
C current is applied to the magnet @ Gy f of the same magnitude as before for a predetermined time t11+, and then, as shown in Fig. 8 (c), the X gradient magnet and @ coil are applied for a predetermined time as before. Applying current for t2:1, as shown in Figure 8 (c),
An X-axis gradient magnetic field Gxk is applied for a predetermined time txl.

１８０”　Ｚ’　ハルス分印加すると、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（この信号をエコー信号と呼ぶ）がデー
タｇ　、／として検出される。１８０”：ｔ’　パルス
金印加してから、７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τ時間
の間、被検体の状態が変らないものとすれば、（はじめ
に出力されたＮＭＲ共鳴信号と時間軸に対して対称な信
号波形とがる。When applying 180” Z' Hals, the dispersed magnetization M
begin to gather again as shown in FIG. 9(C), and from the detection coil 7, an NMR resonance signal (this signal is called an echo signal) that gradually increases as shown in FIG. 8(E) is transmitted as data g. , / is detected. 180":t' After 7 hours have elapsed since the pulsed gold was applied, the echo signal is shown in Figure 8 (
The maximum value is shown in e). Assuming that the condition of the subject does not change during the time τ, this echo signal has a signal waveform that is symmetrical to the initially output NMR resonance signal with respect to the time axis.

１８０°Ｘ′　パルスを印加してから、７時間経過後、
エコー信号が最大となり、この時点で、Ｘ勾配磁場Ｇｘ
を第８図（ハ）に示すようにｔｘ２だけ印加する。7 hours after applying the 180°X' pulse,
The echo signal reaches its maximum, and at this point the X gradient magnetic field Gx
is applied by tx2 as shown in FIG. 8(c).

続いて、第８図に）に示すようにＶ勾配磁場Ｇｙを与え
、この下で第８図（ホ）に示すように、検出コイル７に
よってＮＭＲ共鳴信号をデータＥ２　として検出する。Subsequently, as shown in FIG. 8), a V gradient magnetic field Gy is applied, and under this, the NMR resonance signal is detected as data E2 by the detection coil 7, as shown in FIG. 8(e).

更に、１８０°Ｘ′パルスを印加してから２τ時間経過
後、第８図（ロ）に示すように２勾配磁場Ｇｚ分力えて
いる下で、今度は、第８図（イ）に示すように、１８０
°−π′Ｘ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。続い−Ｃ１第
８図に）に示すようにｙ勾配磁場Ｇｙ　を前回と同様に
与え、続いて、第８図（ハ）に示すようにＸ勾配磁場Ｇ
＄’ｉｔπ２だけ印加する。Furthermore, after 2τ time has elapsed since the application of the 180° To, 180
A 180°-π'X pulse is applied (the phase of the signal from the oscillator 6 is inverted). Next, apply the y gradient magnetic field Gy as shown in Figure 8 (C1) in the same way as before, and then apply the X gradient magnetic field G as shown in Figure 8 (C).
Apply only $'itπ2.

１８０°−ｘ′Ｘパルス印加すると、分散した磁化Ｍは
、第９図に）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、Ｇｙが与えられ
る下で次第に増大するエコー信号が検出され、これをデ
ータＥ２′として検出する。When a 180°-x'X pulse is applied, the dispersed magnetization M begins to gather again as shown in FIG. An echo signal that gradually increases under the condition of the signal is detected, and this is detected as data E2'.

１８０°、／　パルス金印加してから、７時間経過後、
エコー信号が最大となり、この時点で、Ｘ勾配磁場Ｇｘ
　ｋ第８図（ハ）に示すように今度はｔｚ５だけ印加す
る。続いて、第８図に）に示すようにＶ勾配磁場Ｇ１／
を与え、この下で第８図（ホ）に示すように、検出コイ
ル７によってＮＭＲ共鳴信号をデータＥ３とし、て検出
する。180°, / 7 hours after pulsed gold application,
The echo signal reaches its maximum, and at this point the X gradient magnetic field Gx
As shown in FIG. 8(c), only tz5 is applied this time. Next, as shown in Fig. 8), the V gradient magnetic field G1/
As shown in FIG. 8(e), the NMR resonance signal is detected as data E3 by the detection coil 7.

以後、同じようにして１８０’ｃ’　　ノぐルスと１８
０’−ｘ’パルスの宵磁波を２での周期で交互に印加す
るとともに、この１８０’ｚ’　　パルス、１８０“−
Ｘ′ノζルスを印加する前後のτ時間において印加する
Ｘ勾配磁場Ｇτの印加時Ｉｖｌをｔｘｌ、ｔ％２．ｔが
・・・のように少しずつ変え、Ｖ勾配磁場Ｇｙ　ｋ印加
している下で得られる各データＥ、　、　Ｉｊ２．　Ｅ
３・・・（又にＥ、’　、　Ｂ２１゜Ｅ３／・・・）の
ト丁個をひとつのグループとして１唄１欠検出する。After that, in the same way, 180'c' Nogurusu and 18
The evening magnetic wave of 0'-x' pulses is applied alternately with a period of 2, and this 180'z' pulse, 180"-
Ivl is txl, t%2. Each data E, , Ij2, obtained while applying a V gradient magnetic field Gy k while changing t little by little as... E
3... (also E, ', B21°E3/...) are treated as one group to detect one omission in one song.

ＮＭＲ共鳴信号（エコー信号）の包結線（第８図（ホ）
の破線）Ｉ″ｉ横緩和時間Ｔ２で減衰しており、このよ
うな動作に（、ＮＭＲ共鳴信号が得られている間、］シ
ーケンスの中で繰り返して行なうことが可能であり、Ｎ
ＭＲ共鳴信号が弱くなったら、再び２勾配磁場の下で、
９０′パルスの電、磁波全印加して励起させ、次のシー
ケンスに移る。Envelope line of NMR resonance signal (echo signal) (Figure 8 (e)
(dashed line) I″i decays with transverse relaxation time T2, and such an operation can be repeated in the sequence (while the NMR resonance signal is being obtained), and N
When the MR resonance signal becomes weak, under the two gradient magnetic fields again,
A 90' pulse of electric and magnetic waves are fully applied to excite it, and the next sequence is started.

コンピュータ８は、１８０°Ｘ′　パルス、１８０°ｘ
ｌパルスを開力口する前後において得られるＮＭＲ共鳴
信号のデータＥ、　、　Ｅ２．　Ｅ３・・・及びエコー
信号のデータＥ、／　、　Ｂ１１　、　Ｊ／・・・を入
力し、例えばデータＥ１に２．Ｅ、・・・　の８個をひ
とつのグループとして、２次元フーリエ変換演算を行な
い、画像を得、これを表示器９Ｖｃ表示する。Computer 8 outputs 180°X' pulse, 180°x
NMR resonance signal data E, , E2. obtained before and after opening the l pulse. E3... and echo signal data E, /, B11, J/... are input, and for example, 2. A two-dimensional Fourier transform operation is performed on the eight elements E, . . . as one group to obtain an image, which is displayed on the display 9Vc.

なお、上記ではコンピュータ８ば、エコー信号に基ずく
データｚ、／’　、　Ｂ２１　、　ｇ、／・・・全利用
しないことを想駕したものであるが、これらのデータを
も利用するようにしてもよい。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, it was assumed that the computer 8 would not use all of the data z, /', B21, g, /... based on the echo signal, but it is assumed that these data are also used. Good too. In this case, the usage may be as follows, for example.

（ｉ）　　データＥ、　（Ｅ２　＋　Ｅ５・・・）とデ
ータＢ、／　（Ｅ２／。(i) Data E, (E2 + E5...) and data B, / (E2/.

Ｂ、Ｉ・・・）の平均値全演算し、これをひとつのデー
タとして、２次元フーリエ変換演算を行ない、ひとつの
断層像金部る。B, I...) are calculated, and using this as one data, a two-dimensional Fourier transform calculation 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、データＥ、＜　Ｅ２．　Ｅ５・・
・）を利用してプロトン密度画像ヲ祠るとともに、デー
タＢ、／　（Ｅ２／　、　Ｆ、３／・・・）を利用して
１２画像（Ｔ２ｉｄ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, data E<E2. E5...
) to create a proton density image, and data B, / (E2/ , F, 3/...) to create 12 images (caused by the interaction of spins between electron nuclei near T2id). ).

（ｉｉｉ）　　１　ｓ　ｏ°Ｘ′パルス、１８０°ｘ／
パルスの前後において与えるＸ勾配磁場Ｇｘケ加えてい
る時間””　＋　ｔ！２＋　ｔｚ３・・・＝ｔｘ　とす
べて等しくし、１シーケンス中の各データの全部又はい
くつか全平均し、１データとする。この場合、高速性に
失なわれるが、Ｓ／Ｎ比が著しく向上する。(iii) 1 s o°X' pulse, 180°x/
The time during which the X gradient magnetic field Gx is applied before and after the pulse ``'' + t! 2+tz3...=tx, and all or some of each data in one sequence is averaged to form one data. In this case, although high speed is lost, the S/N ratio is significantly improved.

これらの手法をとることによって、Ｓ／Ｎ比全良好にし
、良質の画像を得ることができる。また検査目的に応じ
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 obtain a good S/N ratio and a high quality image. Furthermore, by selecting one of these methods depending on the purpose of the examination, 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’）→（］、　８０”ｚ’）→（
１８０°−７勺−＋（１８０’ｘ’）−＋（１８０’−
ｘ’）　−の場合を説明したが、これに代えて、（９０
°）→（１８０°ｙ／　＞→（１８０°ｙ’）→（１８
０’−７７’）・・・のパルス系列全使用してもよい。In the above explanation, the pulse sequence of electromagnetic waves applied to the subject is (90')→(], 80''z')→(
180°-7 -+(180'x')-+(180'-
x') − has been explained, but instead of this, (90
°)→(180°y/ ＞→(180°y')→(18
The entire pulse sequence of 0'-77')... may be used.

なお、第８図の例において、（ホ）に示すＮＭＲ共鳴信
号（エコー信号）のビーク振中人（包絡線に対応）は、 Ａ　＝ＪＣｅχｐ（−−）（ｔはｔｏからの時間）２ 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（測定時間がＴ２　　より十分短
かくない場合）、このま１ではプロトン密度画［象にＴ
２が影響して好ましくない。In addition, in the example of FIG. 8, the peak amplitude (corresponding to the envelope) of the NMR resonance signal (echo signal) shown in (e) is A = JCeχp(--) (t is time from to) 2 It 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. If the total measurement time is relatively long (if the measurement time is not sufficiently shorter than T2), the proton density image [in the image T
2 is unfavorable.

この場合、仄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
ツクわら、第８図（ホ）において、データａｎとデータ
Ｆ、ｎ′の場合のｔｉ、それぞノ１．２（ｎ−１）ｒ。In this case, by taking the method shown above, T2
It is possible to obtain proton density images without the influence of In FIG. 8(e), ti in the case of data an, data F, and n' is 1.2(n-1)r, 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Ｒ換Ｌ−１周波数軸上（プロジエクショ
／ｎ上）の各点のＴ２ヲ上式から得る。そして、Ｅｎ　
　を１＝０に外挿して、Ｔ２の減衰による影響全除去し
たプロトン密度だけのデータ全部ることができる。　　
。2(n-1)τ+τ, so the two data En, E
n' is obtained from the above equation for T2 at each point on the Fourier R-transformed L-1 frequency axis (on the projection/n). And En
By extrapolating to 1=0, it is possible to obtain all the data of only the proton density, which removes the influence of T2 attenuation.
.

第１０図は、　（９０°）→（１８０°ｙ勺→（１８０
°−Ｖ′）→（１８０°ｙ’）→（１８０°−ｙ′）・
・・　のパルス系列を使用した場合、第８図に示す各時
点ｔ。、　１．、１２．１３　における磁化Ｍの向きを
示したものである。Figure 10 shows (90°) → (180°y → (180°)
°-V') → (180°y') → (180°-y')・
. . . When a pulse sequence of . . . is used, each time point t shown in FIG. , 1. , 12.13 shows the direction of magnetization M at .

ここで、１８０”７／’　　パルスは、発振器６からの
信号の位相全９０°遅れさせたものを表わしている。Here, the 180"7/' pulse represents the signal from the oscillator 6 whose phase is delayed by a total of 90 degrees.

第１１図及び第１２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。FIGS. 11 and 12 are operation waveform diagrams showing other examples of the method according to the present invention.

第１１図は、３次元フーリエ変換法と呼ばれる手法に本
発明を適用した場合である。ここでは、第１１図（ロ）
、（ハ）、に）に示すように、（１８０”ｚ勺。FIG. 11 shows a case where the present invention is applied to a method called a three-dimensional Fourier transform method. Here, Figure 11 (b)
As shown in , (c), ni), (180"z 勺.

（１８０°−Ｘ′〕　　パルスの前後において、２勾配
磁場ＧＺ＋Ｚ勾配磁場Ｇπ、ｙ勾配置場Ｇｙ　ｆそれぞ
れ重ならないように所定の時間ｔＺ’＋ｔＺ２・・・、
ｔτ１゜ｔｚ２・・・、　ｔ７／ｌ　、　ｔ？／２・・
　を制御して、印加するようにしたものである。また、
被検体に印加する雷、磁波として、第１１図（イ）に示
すように矩形波状のパルス信号を使用している。(180° -
tτ1゜tz2..., t7/l, t? /2...
is applied under control. Also,
As the lightning and magnetic waves applied to the object, a rectangular wave pulse signal is used as shown in FIG. 11(a).

第１２図に示す手法は、第８図又は第１１図に示す手法
において、９０°パルスを被検体に印加する前（τ“時
間前）に、第１２図（イ）に示すように１８０”パルス
の電磁波全印加するようＫ　したものである。ここで、
工８０°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“ば、１８０゛パルスによって方向が１
８０°反転した磁化Ｍが、もとに戻る壕での時間が必要
である。この手法によれば、τ“時間のＴ１緩和により
、ＮＭＲ信号の強度が変り、これからＴ１　画像を得る
ことができる。The method shown in FIG. 12 differs from the method shown in FIG. 8 or FIG. K is set so that the entire pulsed electromagnetic wave is applied. here,
If the time from applying the 80° pulse to applying the 90° pulse is τ, then the direction is 1 due to the 180° pulse.
It takes time for the magnetization M, which has been reversed by 80°, to return to its original state. According to this method, the intensity of the NMR signal changes due to the T1 relaxation of the τ" time, and a T1 image can be obtained from this.

なお、上記の各実施例において、第８図においてはＸ勾
配磁場Ｇｘ、第１１図においてはπ勾配磁場と２勾配磁
場Ｇｚを印加している時間ｔｃ１　。In each of the above embodiments, the time tc1 during which the X gradient magnetic field Gx is applied in FIG. 8 and the π gradient magnetic field and two gradient magnetic fields Gz are applied in FIG.

ｔｘ２．・・・＋　ｔ２”＋　ｔ２２＋・・・全制御す
ることによって、被検体を位相で目盛付けしたが、これ
に代えて、勾配磁：’ｆ！’ｚ印加する時間を一定とし
、（３）式を満足するようにこれらの勾配磁場Ｇ、、　
Ｇｚ　ｋ制御してもよい。tx2. ...+ t2"+ t22+... The subject was calibrated by phase by fully controlling it, but instead of this, the time to apply the gradient magnet: 'f!'z was set constant, (3) These gradient magnetic fields G,...
Gzk control may also be used.

ノ１３図は、第８図の例において、Ｘ勾配磁場Ｇｃ　ｋ
印加している印加時間ｔｚ　ｋ一定とし、その大きさを
ＧＺｌ　、　ＧＺ２　、　Ｇｚ３・・・と変えた場合の
動作波形図である。なお、ここでは、Ｘ勾配磁場Ｇ。Figure 13 shows the X gradient magnetic field Gc k in the example of Figure 8.
It is an operation waveform diagram when the application time tz k is constant and the magnitude is changed to GZl, GZ2, Gz3, . . . Note that here, the X gradient magnetic field G.

の印加と同時に極性が反対のｙ勾配磁場Ｇｙ−に印加す
るようにし、磁、化Ｍを分散させてからＧｙ＋を印加す
るようにしてＳ／Ｎ　　が良好なスピンエコー信号を得
るようにしている。Simultaneously with the application of , a y-gradient magnetic field Gy- with the opposite polarity is applied, and Gy+ is applied after the magnetization M is dispersed to obtain a spin echo signal with a good S/N ratio. .

以上説明したように、本発明に係る手法は、被検体を９
０°パルスの電磁波で励起後、（１８０′ｘ’）→（１
８０°−Ｘ′）又は（１８０°、／）→（１８０’−３
／りのパルス系列を複数回繰り返し、９０°パルスによ
る１回の励起（１回のシーケンスに対応）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、知時間で、
被検体の特定原子核分布等に関連する１ＡＪｒ）？ａ像
を得ることができる。寸た、被検体から（１８０”）パ
ルスの印加の前後において２個のデータＥ１（Ｅ２゜Ｅ
３・・・）　Ｅ、／　（Ｅ２／　、　ｇ３／・・・）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／Ｎ比が良好で、分解能の良い断層像を得
ることができる。As explained above, the method according to the present invention allows the subject to be examined at 9
After excitation with 0° pulse electromagnetic wave, (180'x') → (1
80°-X') or (180°, /) → (180'-3
A pulse sequence of
1A Jr) related to the distribution of specific atomic nuclei in the specimen? A-image can be obtained. Two pieces of data E1 (E2゜E
3...) Since it is possible to obtain E, / (E2/, g3/...), by using each of these signals, a tomographic image with a good S/N ratio and good resolution can be obtained. be able to.

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

Ｍ１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ための図、第４図は従来の手法の一
例を説明するための動作波形図、第５図に第４図の手法
による磁化Ｍ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た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）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〜第１３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・・・コントローラ、７・・・検出コイル、８・・
・コンピュータ。 第１図 （イ）　　　　　　（ロ） （イ）　　　　　　　　　　　　　　　（ロ）刊→旧畦
＋＋＋＋−−ｑ−ｓ♂刊￥腎 第３図The M1 diagram is an explanatory diagram for explaining the nuclear magnetic moment'.
Figure 2 is an explanatory diagram for explaining the alignment of nuclear magnetic moments, Figure 3 is an explanatory diagram for explaining the alignment of nuclear magnetic moments by a static magnetic field, and Figure 4 is an explanatory 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, FIG. 6 is a block diagram showing an example of a device for realizing the method according to the present invention, and FIG. Figure (A) is a configuration diagram showing an example of a gradient magnetic field coil used in the device shown in Figure 6, (B) is also a configuration diagram of an excitation coil, and Figure 8 is for explaining one of the methods according to the present invention. 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, and FIG. 10 is an operation waveform diagram of the method according to the present invention.
An explanatory diagram showing the direction of magnetization M at each time point when another pulse sequence is used, and FIGS. 11 to 13 are operation waveform diagrams showing other examples of the method of the present invention. 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... Controller, 7... Detection coil, 8...
·Computer. Figure 1 (A) (B) (A) (B) Published by → Kyuan +++++--q-s♂ Published by Kidney Figure 3

Claims (1)

【特許請求の範囲】 （１）　　被検体に一様靜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涙金印加し、更
に前記被検体に２種以上の勾配磁場を与え、被検体から
の核磁気共鳴信号（Ｎ　Ｍ　ｎ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）繰り返して印加し、ｙ軸方向勾配
を印加している下で得られるＮＭＲ信号及び又はエコー
信号に基ずく所定個数のデータをひとつのグループとし
２次元又は３次元フーリエ変換演算し、画像を得ること
を特徴とする核磁気共鳴による検査方法。 （２）（１８０°）パルス金印加する前後において等し
い時間（ｔｚ）だけ又は等しい大きさのＸ軸方向勾配磁
場を印加し、この印加時間ｔｚ又は大きさを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ＶＣおい
て得られるＮＭＲ信号とエコー信号に基ずく各データＥ
ｎ、　ｇｎ／　ｆ、それぞれフーリエ変換し、周波数軸
上の各点のＴ２’ｆｚ得、Ｅｎ　ｆ　ｔ＝ｏ　ＶＣ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信号とエコー信号に基ず〈データの平均
値を演算し、これ全ひとつのデータとする特許請求の範
囲第１項記載の４に磁気共鳴による検査方法。 （５）ＮＭＲ信号に基ずくデータを利用してプロトン苦
度画像を得るとともに、エコー信号に基ずくデータ全利
用して１２画像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。 （６）　　＋１８０”）パルスを１ゴＪ加する前後にお
いて被検体に与えるＸ勾配磁場Ｇπの印加時間又は大き
さを１シーケンス中においてそれぞれ等しくし、１シー
ケンス中に得られる各データの全部又にいくつかを平均
し、１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
磁気共鳴を誘起させる周波数の電磁波を印７ＪＩ］　Ｌ
、更に前記被検体の２軸方向勾配磁場を印加し、続いて
所定の大きさの前記被検体のＸ軸方向勾配磁場を所定時
間だけ印加し、前記被検体から核磁気共鳴信号（ＮＭＲ
信号。 エコー信号）を得るようにした検査方法において、 前言己被検体に印加する電磁波として、はじめに１８０
°パルスを剛力■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ｆ：
複数回（ｎ回）繰り返して印加し、前記ｙ軸方向勾配磁
場を印加している下で得られるＮＭＲ信号及び又にエコ
ー信号に基づく所定個数のデータをひとつのグループと
し２次元又は３次元フーリエ変換演算し、Ｔ１　　画像
を得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
、前記被検体に該被検体のＺ軸方向、Ｘ軸方向及びＹ軸
方向にそれぞれ勾配をもつ＠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、…■
記記構検体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（Ｎ　Ｉｖｉ　Ｒ信号、エ
コー信号）全検知する手段、この検知手段からの所定個
数のデータをひとつのグループとし２．２次元又は３次
元フーリエ変換演算を含む所定の演算箕を行なって断層
像を得る演算手段を具備し、前記磁場発生手段及び制御
手段は、９０′パルスを印加し被検体を励起後、（１８
（丁）ｎのパルス系列を複数回（ｎ回）繰り返して印加
するとともに、前記（１８０°）パルス印加の前後にお
いて被検体の２軸方向勾配磁場、Ｘ軸方向勾配磁場、１
／軸方向勾配磁場をそれぞれ印加し、かつ前記Ｘ軸方向
勾配磁場Ｇ、の大きさ及び又は印加時間を少しずつ変え
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 quiet magnetic field to a subject, applying electromagnetic gold at a frequency that induces nuclear magnetic resonance in the subject, and further applying two or more types of gradient magnetic fields to the subject, In an inspection method in which a nuclear magnetic resonance signal (N M n signal, echo signal) is obtained from a subject, a 90° pulse is first applied as the electromagnetic wave to the subject, and after exciting the subject, (180 2) A predetermined number of data based on the NMR signal and/or echo signal obtained by repeatedly applying n pulse sequences multiple times (n times) and applying a gradient in the y-axis direction is set as one group. An inspection method using nuclear magnetic resonance characterized by performing a dimensional or three-dimensional Fourier transform operation to obtain an image. (2) (180°) An X-axis of equal time (tz) or equal magnitude before and after applying pulsed gold. The nuclear magnetic resonance inspection method according to claim 1, wherein a directional gradient magnetic field is applied and the application time tz or magnitude is changed little by little during one sequence. <3) A (180°) pulse Each data E based on the NMR signal and echo signal obtained before and after applying VC
The claim is such that data is obtained by performing Fourier transform on each of n, gn/f, obtaining T2'fz at each point on the frequency axis, and extrapolating En f t=o VC to remove the influence of attenuation due to T2. 1. Inspection method using nuclear magnetic resonance according to item 1. Based on the NMR signal and the echo signal obtained before and after applying the +41 (180°) pulse, the average value of the data is calculated and all of this is one data. Inspection method by. (5) Nuclear magnetic resonance according to claim 1, wherein a proton bitterness image is obtained using data based on NMR signals, and 12 images are obtained using all data based on echo signals. Inspection method by. (6) The application time or magnitude of the X gradient magnetic field Gπ given to the subject before and after applying one pulse (+180") is made equal in one sequence, and all or each data obtained in one sequence is The nuclear magnetic resonance inspection method according to claim 1, in which several pieces of data are averaged to form one data. (7) A uniform static magnetic field is applied to the subject and a frequency is set to induce nuclear magnetic resonance in the subject. Mark the electromagnetic wave 7JI] L
Further, a biaxial gradient magnetic field of the subject is applied, and then a gradient magnetic field of a predetermined magnitude in the X-axis direction of the subject is applied for a predetermined period of time to obtain a nuclear magnetic resonance signal (NMR) from the subject.
signal. In an examination method that obtains an echo signal), the electromagnetic waves applied to the subject are first 180
Apply a rigid pulse to the ° pulse, and after a predetermined time elapse, apply a 90 ° pulse to excite the subject, then (180 °) n pulse sequence f:
The application is repeated multiple times (n times), and a predetermined number of data based on the NMR signals and echo signals obtained while applying the y-axis direction gradient magnetic field are set as one group and two-dimensional or three-dimensional Fourier A nuclear magnetic resonance examination method characterized by performing conversion calculations and obtaining a T1 image. (8) Static magnetic field forming means for applying a uniform static magnetic field to the subject, which generates fields having gradients in the Z-axis direction, the X-axis direction, and the Y-axis direction of the subject, respectively, and A magnetic field generating means for identifying the radiation part of the nuclear magnetic resonance signal,...■
Excitation means for applying a pulsed electromagnetic wave to the specimen; control means for controlling signals applied to the excitation means; means for detecting all nuclear magnetic resonance signals (N Ivi R signals, echo signals) from the specimen; , comprising a calculation means for obtaining a tomographic image by performing a predetermined calculation including a two-dimensional or three-dimensional Fourier transform calculation on a predetermined number of data from the detection means into one group, and comprising a calculation means for obtaining a tomographic image by performing predetermined calculations including a two-dimensional or three-dimensional Fourier transform calculation; The means applies a 90' pulse to excite the subject, and then (18
(d) n pulse sequences are applied multiple times (n times), and the two-axis direction gradient magnetic field, the X-axis direction gradient magnetic field, 1
An inspection apparatus using nuclear magnetic resonance, characterized in that the apparatus applies an axial gradient magnetic field and gradually changes the magnitude and/or application time of the X-axis gradient magnetic field G.