JPS6069542A - Method of analyzing physical property, characteristic of magnetic field - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。(57) [Summary] This bulletin contains application data before electronic filing, so abstract data is not recorded.

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、核磁気共振現象（以下ＮＭ　Ｒと呼ぶ）によ
る核スピン映像化法を用いて分析でれる原子核の核磁気
共振ス被りトルの局部的分布２よび（または）＠界にお
ける異質性の決定のため特許請求の範囲第１項記載の如
き方法に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION The present invention provides a method for analyzing the local distribution of nuclear magnetic resonance shears of atomic nuclei (2) and (or ) The present invention relates to a method as claimed in claim 1 for determining heterogeneity in the @ field.

核磁気共振現象は１９４０年代から公知である。The phenomenon of nuclear magnetic resonance has been known since the 1940s.

最初の実験は、１９４６年にＢｌｏｃｋ′Ｊ６よびｐｕ
ｒｃｅ　ｉｔによシ行なわれた。それ以来、この現象は
物理、化学および医学の分野において応用されてきた。The first experiments were conducted in 1946 with Block'J6 and pu
This was done by rc it. Since then, this phenomenon has been applied in the fields of physics, chemistry and medicine.

ＮＭＲは、ある元素の原子核が１つの磁気モーメントを
有するという事実に基づいている。これらの内には、例
えば、その核スピンの量子数Ｉ＝〆である’Ｉ’Ｌ　”
Ｆおよび３１７）が含まれる。ある原子核の磁気モ、−
メントμは、下式の如き原子核のスピン量子数Ｉと比例
する。即ち、 （１）　μ＝　ｒ　、Ａ’　１ 但し、γ＝原子核に依存する磁気回転比Ｘ＝ｈ／２π（
ｈはブランク常数） 外部の磁界における原子核のクラスタの挙動は、量子力
学なたは古典的な力学のいずれかによって分析すること
ができる。後者は更に手間のかがる試みである。原子核
のそれ自体の軸心周囲の回転運動即ちスピンは磁気モー
メントのみならず衝撃モーメントをも生じる。NMR is based on the fact that the nucleus of an element has one magnetic moment. Among these, for example, the quantum number I=〆 of the nuclear spin 'I'L''
F and 317). The magnetic force of a certain atomic nucleus, −
The element μ is proportional to the spin quantum number I of the atomic nucleus as shown in the following equation. That is, (1) μ= r, A' 1 However, γ= gyromagnetic ratio depending on the atomic nucleus X=h/2π(
h is a blank constant) The behavior of a cluster of atomic nuclei in an external magnetic field can be analyzed either by quantum mechanics or by classical mechanics. The latter is a more time-consuming endeavor. The rotational movement or spin of an atomic nucleus about its own axis produces not only a magnetic moment but also an impact moment.

もしある実質数例えば３すの原子を有するサンプルが外
部の磁界Ｂ。に置かれるならば、前記原子の原子核の磁
気モーメントの大部分は前記の外部磁界に対し平行に整
合されることにな９、その結果主磁界に対し平行な所謂
正味の磁化状態を生じる。この正味の磁化は、下記の共
振条件を満たす１つの周波数における電磁エネルギを前
記サンプルに供給することによシ主磁界の方向から偏向
させることができる。即ち、 （２）　Ｗｏ　＝　ｒ　Ｂ　ｏ　＝　２πｆ。If the sample has a certain substantial number of atoms, say 3, in the external magnetic field B. 9, the majority of the magnetic moments of the nuclei of the atoms will be aligned parallel to the external magnetic field, resulting in a so-called net magnetization state parallel to the main magnetic field. This net magnetization can be deflected from the direction of the main magnetic field by supplying the sample with electromagnetic energy at a frequency that satisfies the following resonance condition: That is, (2) Wo = r Bo = 2πf.

但し、ｆｏ　は所謂ラーマ（Ｌａｒｍｏｒ）の周波数偏
向した磁化は、前記ラーマ−周波数と対応するある周波
数で主磁界の方向の周囲で歳差運動する。この歳差運動
全行なう磁化状態は、ターゲットの外側にラーマ−周波
数を有しかつ歳差運動を行なう正味磁化量に比例する信
号電圧を誘起するための誘導コイルを置くことに、ｌニ
ジ変化させることができる。However, fo is the so-called Larmor frequency.The deflected magnetization precesses around the direction of the main magnetic field at a certain frequency corresponding to the Larmor frequency. The state of magnetization that causes this precession can be changed by placing an induction coil outside the target that induces a signal voltage that has a Larmor frequency and is proportional to the net magnetization amount that causes the precession. be able to.

誘導コイルによる原子核の磁化状態の歳差運動を検出す
るため、原子核の磁化状態の歳差運動は位相の可干渉状
態で前進するものでなけれにならない。この状態は、励
起パルスの完了の直後に生じるが、サンプルの原子核の
相互作用の故に、原子核は相互に僅かに異なる磁界を検
出することになシ、このためその歳差周波数は相互に異
なシ、歳差進行状態の可干渉性は減衰することになる。In order to detect the precession of the magnetization state of the atomic nucleus due to the induction coil, the precession of the magnetization state of the atomic nucleus must advance in a phase coherent state. This condition occurs immediately after the completion of the excitation pulse, but due to the interaction of the nuclei in the sample, the nuclei are bound to detect magnetic fields that are slightly different from each other, and therefore their precession frequencies are different from each other. , the coherence of the precession progressing state will be attenuated.

可干渉性の減衰は誘導信号の減衰を惹起し、この指数関
数的な過程は緩和時間Ｔ２　（所謂、スピン／スピン緩
和時間）を特徴とする。The coherent decay causes a decay of the induced signal, and this exponential process is characterized by a relaxation time T2 (so-called spin/spin relaxation time).

偏向された磁化状態は、徐々に外部の磁界Ｂ。The deflected magnetization state gradually increases with the external magnetic field B.

の方向に向けて戻シ、即ち原子核系がその環境に対して
これによシ励起パルスの存続中受取られたエネルギを供
給する。このプロセスの性格もまた指数関数的でらシ、
緩和時間ＴＩ　（所謂、スピン格子緩和時間）を特徴と
する。The nuclear system supplies the energy thus received during the duration of the excitation pulse to its environment. The nature of this process is also exponential;
It is characterized by a relaxation time TI (so-called spin-lattice relaxation time).

分子により生じる磁界２よび環境もまた複截の共振周波
数を生じ、即ち誘起てれた信号が偏極磁界Ｂ。のみ々ら
ずサンプルの物理的状態、分子４１４造および他の因子
ヲ言むサンプルの化学的特性にも依存するスペクトルを
有する。共振スペクトルに対するサンプル自体の作用は
、既知の基準周波数知対する周波数のずれ量として測定
されるδで表わされる化学シフトと呼ばれる。基準周波
数は、その時磁界Ｂ。で使用される既知の材料の共振を
測定することにより得られる。The magnetic field 2 produced by the molecules and the environment also give rise to multiple resonant frequencies, ie the induced signal is the polarizing magnetic field B. It has a spectrum that depends not only on the chemical properties of the sample, but also on its physical state, molecular structure, and other factors. The effect of the sample itself on the resonance spectrum is called the chemical shift, expressed as δ, which is measured as the amount of shift in frequency with respect to a known reference frequency. The reference frequency is magnetic field B at that time. obtained by measuring the resonance of known materials used in

前記の周波数のずれ量は基本周波数の数百万分の−であ
り、このためδはしばしばｐｐｍを単位として表わされ
る。The amount of frequency shift mentioned above is several millionths of the fundamental frequency, and therefore δ is often expressed in ppm.

ＮＭＲ分光法においては、サンプルが均一な磁界に置か
れ、分析でれるべき原子核が高速の周期の知い無線周波
数パルスにより励起されろ。この励起の直後に、信号コ
イルに対して誘導する共振信号が増幅され、検出され、
アナログからディジクル量へ変換され、コンピュータの
メモリーに格納される。このコンピュータは、格納きれ
た信号のフーリエ展開を行なって、その結果この信号の
スペクトルを得る。このようにして得たスペクトルの成
分の強さおよび共振周波数からのずれ量に基づいて、物
質の分子構造を決定し、あるいは丑た得られたスペクト
ルを表のスペクトルと比較することによシサンプルに含
まれる成分を識別することが可能である。以上述べた方
法は、パルスＮＭＲ分光法と呼ばれ、例えば、「Ｒｅｖ
、５ｃｉｅｎｔ。In NMR spectroscopy, a sample is placed in a uniform magnetic field and the atomic nuclei to be analyzed are excited by a rapidly periodic, known radio frequency pulse. Immediately after this excitation, the resonant signal inducing to the signal coil is amplified and detected,
It is converted from analog to digital quantities and stored in the computer's memory. This computer performs a Fourier expansion of the stored signal, resulting in a spectrum of this signal. Based on the intensity of the components of the spectrum obtained in this way and the amount of deviation from the resonant frequency, the molecular structure of the substance can be determined, or the obtained spectrum can be compared with the spectrum in the table. It is possible to identify the components contained in The method described above is called pulsed NMR spectroscopy, for example, "Rev
, 5cient.

Ｉｎ５ｔｒ、」１９６６年第３７巻第９８号のＥｒｎ５
ｔ等の文献において開示されている。In5tr, Ern5, Vol. 37, No. 98, 1966
t et al.

ｆ　１９７８年には、Ｌａｕｔｅｒｂｕｒ教授がＮＭＲ
現象を分析されるべきある原子の濃度の分布および緩和
時間の映像化またはマツピングに応用する考えを誘導し
た最初の人物であった（　「Ｎａｔｕｒｅ　Ｊ第２４２
巻、１９７３年８月１６日、１９０乃至１９］頁）。f In 1978, Professor Lauterbur
He was the first to introduce the idea of applying the phenomenon to the visualization or mapping of the concentration distribution and relaxation time of an atom to be analyzed (Nature J No. 242).
Vol., August 16, 1973, pp. 190-19).

以下においては、ＮＭＲパラメータの分布のマツピング
法は一般的な核スピン映像化法と呼ばれる。In the following, the method of mapping the distribution of NMR parameters will be referred to as the general nuclear spin imaging method.

多数の核スピン映像化法が開発でれている。これらにつ
いては、例えば下記の特許公報において記載ζ杆ている
。即ち、Ｅ′ｒｒＬ８ｔの米国特許第４．０７０，６１
１号、Ｍａｎｓｆｉｅｌｄの同第４，１６５゜４７９号
、Ｇａｒｒｏｗａ’１等の同第４，０２１，７２６号、
Ｍ’ｏ　ｒ　ｒ　ｅ等の同第４，０１５，１９６号、Ｉ
ｈｂｔｃｈｉｓｏｎ。A number of nuclear spin imaging methods have been developed. These are described, for example, in the following patent publications. That is, U.S. Pat. No. 4.070,61 to E'rrL8t.
No. 1, Mansfield No. 4,165°479, Garrowa'1 et al. No. 4,021,726,
No. 4,015,196 of M'orre et al., I
hbtchison.

等のＷＯ第８１７０２７８９号、５ｅｐｐｏｎｅｎのＦ
Ｉ出願第８２４．３４３号である。杜々の映像化法に関
する展望は、例えば、「Ｒｅｖ、Ｓｃｉ。et al., WO 81702789, F.
I Application No. 824.343. Mori's outlook on visualization methods can be found in, for example, "Rev, Sci.

ＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓＪ　１９８２年第５３巻第９号
、１３１９乃至１３３７頁におけるＢｏｔｔｏｍｌｅ’
／の文献に示されている。Bottomle' in InstrumentsJ 1982, Vol. 53, No. 9, pp. 1319-1337.
/ is shown in the literature.

これらの方法は、他の核スピン映像化法と同様に、信号
の記録の間、映像化される区域において、磁界の勾配即
ち所謂読取シ勾配が置かれる。ある磁界の勾配は、記録
されつつある信号が周波数をコード化した如き位置の情
報を営む結果となるが、特殊な装置を使用することなく
ある化学スはクトルの記録は不可能である。ある化学シ
フトのスペクトルの局部的分布状態を収集する一方法が
「Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅ５ｏ
ｎａｎｃｅ　Ｊ　１９８０年第３８巻、３４３乃至３５
６頁のＰ、Ｂｅｎｃｔｅｌ等の文献に開示されている。These methods, like other nuclear spin imaging methods, place a magnetic field gradient, a so-called readout gradient, in the imaged area during the recording of the signal. Although certain magnetic field gradients result in the signal being recorded carrying positional information such as encoded frequency, the recording of certain chemical frequencies is not possible without the use of specialized equipment. One method for collecting the local distribution state of a spectrum of a certain chemical shift is described in the Journal of Magnetic Re5o.
Nance J 1980 Vol. 38, 343-35
P. Benctel et al., p. 6.

この方法は、ス被りトル情報を見出すため反対方向の磁
界の勾配磁界において記録された信号の数学的処理に基
づくものである。ＮＭＲ特性のマツピングは、無線周波
数パルスによシサンプルを反復して励起し、その後ある
磁界の勾配が投入でれる間１つのＮＭＩＩ信号を記録す
ることに基づく。核励起の後の勾配の方向は前の勾配と
は異なシ、このため異なる方向力・らのあるテンプルの
投影が得られる。得られた投影を用いて、例えば、Ｂｒ
ｏｏｋ等の文献（「Ｒｔｕｉｉｏｌｏ　−（７ｙＪ１９
７５年第１１７巻、第５６７号）に記載てれるように、
あるターゲットの内部構造を再現する。ある化学ソフト
の分光学的な情報は、更に、ある化学シフトによシ生じ
た周波数のずれが外部の磁界の勾配の方向に依存するも
のではないという事実の故に、数学的に再現することが
できる。This method is based on the mathematical processing of signals recorded in magnetic field gradients of opposite directions to find the shear information. Mapping of NMR characteristics is based on repeatedly exciting the sample with radio frequency pulses and then recording one NMII signal while a certain magnetic field gradient is applied. The direction of the gradient after nuclear excitation is different from the previous gradient, so a projection of the temple with a different directional force is obtained. Using the obtained projection, for example, Br
ook et al.
As stated in Vol. 117, No. 567, 1975),
Recreate the internal structure of a target. The spectroscopic information of a chemical software can also be reproduced mathematically due to the fact that the frequency shift caused by a chemical shift does not depend on the direction of the external magnetic field gradient. can.

この方法は、非常に複雑なデータ処理ならＱ・に１つの
映像を形成するだめの投影法の使用を必要とする。一方
、本方法は、上記の公刊の他、「医学および生物学にお
ける物理学Ｊ　１９８０年６月の第４号７５１乃至７５
６頁のＥｄｅｌｓｔｅｉｒｔ等の文献に記載された他の
従来技術の映像化法に対し７ては容易に応用することが
できない。This method requires the use of projections that form only one image in Q for very complex data processing. On the other hand, in addition to the above-mentioned publication, this method is also applicable to "Physics in Medicine and Biology J, June 1980, No. 4, 751-75.
7 cannot be readily applied to other prior art imaging methods described in Edelsteirt et al., p. 6.

ある化学シフトの局部的分布についての他の方法は、あ
る化学シフトを呈する分析はれるべきある成分の原子核
のみを選択的に励起した後、誘起される核磁気共振信号
を記録することである。しかし、この方法は、いくつか
の主な短所から免れない。就中、ある化学シフトのスペ
クトル全決定するため、映像化法は多数回反復されなけ
ればならない。第２に、３次元のターゲットは所謂選択
励起によってはマンプすることができないが、これは励
起相に８いては映像化範囲を制限するため１つの磁界の
勾配を使用することができないためである。当然、３次
元の映ｆａ化に適する方法全使用することはもつともな
ことであシ、その−例が、例えば引用されたｇｒｎｓｔ
の米国特許第４，０７０，６１１号、５ｅｐｐｏｎｅｎ
のＦＩ特許出願第８２４，８４３号、またはＢｒｏｗｎ
　の米国特許第４，３１９，１９０号において記載され
ている。しかし、これは単に１つのスにクトルの成分の
映ず縁しか生じず、従って、全映像化時間はあ７．９に
も長くなる。更に、このような装置の磁界は映像化され
るべき全体にわたり非常に均一でなければならず、例え
ば人体を取扱う場合に、技術的に非常に難しいかあるい
は実際に実施不可能である。Another method for determining the local distribution of a certain chemical shift is to selectively excite only the nuclei of a certain component to be analyzed exhibiting a certain chemical shift, and then record the induced nuclear magnetic resonance signal. However, this method suffers from some major drawbacks. In particular, in order to fully determine the spectrum of a given chemical shift, the imaging method must be repeated many times. Second, three-dimensional targets cannot be mapped by so-called selective excitation, since one field gradient cannot be used in the excitation phase to limit the imaging range. . Of course, it is natural to use all methods suitable for 3D filmmaking, examples of which include, for example, the cited grnst
No. 4,070,611 of
FI Patent Application No. 824,843, or Brown
No. 4,319,190. However, this only results in an unimaged edge of the component of the vector in one frame, and therefore the total imaging time increases by as much as 7.9 mm. Furthermore, the magnetic field of such a device must be very uniform over the entire area to be imaged, which is technically very difficult or practically impractical, for example when dealing with the human body.

更に、下記の特許公報、即ちＡｂｅ等の米国特許ｇ　８
，９８２，８０５号、Ａｂｅ等の同第４，２４０，４８
９号、Ｄａｍａｄｉａｎ、の同第３，７８９，８８２号
、Ｄａｍａｄｉａ、ｎのドイツ国特許公開ｇ２，９４６
，８４７号、５ｅｐｐｏｎｅｎのＦＩ第５８，８６８号
は、共振条件が単に分析でれるべきターゲット内部で電
気的または截械的に変更てれ得る制限された範囲内でし
か満たきれるに過ぎない方法でターゲット上に外部磁界
金指向芒せる独々の方法を開示する。これらの方法の短
所は、もし分析すべきある元素の＠磁気共憑スＲクトル
の局部的分曲をマツピングのため努力が払われる場合に
、ターゲットの体積を一点毎に検青しなければならない
ことである。In addition, the following patent publication: Abe et al.
, No. 4,240,48 of Abe et al.
No. 9, Damadian, German Patent Publication No. 3,789,882, Damadia, n.
, 847, 5epponen FI No. 58,868, in which the resonant conditions are only satisfied within a limited range that can be changed electrically or mechanically within the target to be analyzed. A unique method for directing an external magnetic field gold awn onto a target is disclosed. The disadvantage of these methods is that if an effort is made to map the local dislocations of the magnetic resonance vector of an element to be analyzed, the volume of the target must be examined point by point. That's true.

このため、この分析法は長い時間を必要とし、また呼吸
、ｊ助のぜん動等のターゲットの連動がマツピングに、
Ｂける精度の低下をもたらすものである。For this reason, this analysis method requires a long time, and the interlocking of targets such as respiration and peristalsis is difficult to map.
This results in a decrease in accuracy.

この方法に基づく各計器は、現任Ｏｘｆｏｒｄｆｎｓｔ
ｕｍｅｎｔｓ社（英国）により製造され、超伝導ｔａ石
が嵌合された同社の「局部的磁気共振」装置は慎重に制
限されたターゲット体積中の３１Ｐのスペクトルを生じ
ることができる。Each instrument based on this method is
Manufactured by Uments Ltd. (UK), their "local magnetic resonance" device fitted with superconducting crystals can produce a spectrum of 31P in a carefully confined target volume.

また、適当に信号コイルを用いて核磁気共振スペクトル
がこれから測定される体積を局在化することもまたこれ
までに公知である。このように、信号コイルの形態は、
４３号が受取られる区域を制限するために使用てれる。It is also known in the past to localize the volume in which the nuclear magnetic resonance spectrum is to be measured using appropriate signal coils. In this way, the form of the signal coil is
No. 43 is used to limit the area in which it is received.

同じ信号コイルを励起コイルとしても使用することによ
シ、また励起パルスの持続周期および（または）振幅全
変化させることによシ、マツピングを前記信号コイルの
面に対し直角の方向に行なうこともできる。この方法の
短所は、もし信号コイル〃）ら迎く離れた饋域の分析を
行ないたい場合、距離が大きくなるにつれて位置の精度
が＠、速に低下することである。この点から、本方法は
例えは頭蓋の外側から面のコイルにより脳の皮質の３Ｉ
Ｐのスペクトルのマツピングを行なうため使用されてき
た。By using the same signal coil as the excitation coil and by varying the duration and/or amplitude of the excitation pulses, mapping can also be carried out in a direction perpendicular to the plane of said signal coil. can. The disadvantage of this method is that if it is desired to analyze a region far away from the signal coil, the positional accuracy decreases rapidly as the distance increases. From this point of view, the present method can be applied, for example, to the 3I of the brain cortex by means of a plane coil from the outside of the skull.
It has been used to map the spectrum of P.

更に、Ｂｒｏｗｎの米国特許第４，３１９．１９０号な
る文献は、磁界の勾配（読取シ勾配）を介在することな
く信号が記録されるように核磁気共振スぺクトルのマツ
ピング法を開示している。この方法の短所は、映像化時
間が長いことである。例えば、６４Ｘ６４の映像を形成
するためには、６４２の信号を集めることが必要となシ
、またもしパルスの反復間隔か°′１秒であれば、映像
イピ時間は６８分となる。Further, U.S. Pat. No. 4,319,190 to Brown discloses a method for mapping nuclear magnetic resonance spectra such that signals are recorded without intervening magnetic field gradients (read gradients). There is. The disadvantage of this method is the long imaging time. For example, to form a 64.times.64 image, it is necessary to collect 642 signals, and if the pulse repetition interval is 1 second, the image time is 68 minutes.

Ｂｗｒｌの英国特許出願第２，０５７，１４２号なる文
献は、読取シ勾配の方向が反復的に反転でれて、所謂ス
ピン・エコー列の方向においてフーリエ変換を行なうこ
とによシ化学的スペクトルを生じることができる化学シ
フトによってそのように生成てれる前記列が生成でれる
ように１ぎ号が呆められる方法の前駆である。この方法
の短所は、必要とされる比較的大きな勾配の磁界にあム
これは人間の健康上の障害となるおそれがち９、丑だ信
号の帯域中を大きくすることにょシ信号／ノイズ比を低
下させるものである。更に、勾配の上昇時間が小でいた
め集められる信号に位相エラーを生じる結果となる。British Patent Application No. 2,057,142 to Bwrl discloses that the direction of the readout gradient is repeatedly reversed to obtain a chemical spectrum by performing a Fourier transform in the direction of a so-called spin-echo train. This is a precursor to the method in which the 1st sign is removed so that the sequence can be generated so that the chemical shift that can occur can occur. The disadvantage of this method is that it requires a relatively large magnetic field gradient, which can be a health hazard to humans.9 It also increases the signal-to-noise ratio by increasing the band width of the signal. It lowers the Furthermore, the small rise time of the gradient results in phase errors in the collected signal.

「Ｊｏｕｒｎ、ａｌ　ｏｆ　ｈｆａｇｎａｔｉｃ　Ｒｅ
５ｏｎａｎｃｅ」の１９８０年第４０巻、２０８頁のＣ
Ｏ３：Ｓよび５ｔｙｌｅｓの文献に基づいて更に公知で
あることは、「Ｊｏｕｒｎａｌｏｆ　Ｍａｇｑｅｔｉｃ
　Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅＪ　１９７９年第３３巻１０３頁
の１ｉｏｕｌｔの文献において開示された［所謂、回転
フレームＺｅｕｇｒｎａｔｏｇｔｔｔａｐｈｙＪ法の化
学シフトの局部的分布のマツピングへの応用である。“Journ, al of hfagnetic Re.
5onance, 1980, Vol. 40, p. 208, C.
What is further known on the basis of the O3:S and 5tyles literature is that "Journal of Magnetic
This is an application of the so-called rotating frame Zeugrnataphy J method to mapping of the local distribution of chemical shifts, as disclosed in Re5onance J, 1979, Vol. 33, p. 103.

この方法における短所は、例えば、本方法が１次元以上
の場合への応用のためには蛯しいかあるいは不可能であ
るという事実、ならびに所要の無線周波数の磁界の勾配
および特に人体の場合に必要な高い無線周波数出力の生
成における技術的困難を富むことである。Disadvantages of this method include, for example, the fact that the method is difficult or impossible for application in more than one dimensional case, as well as the required radio frequency magnetic field gradients and the There are many technical difficulties in producing high radio frequency power.

「Ｊｏｕｒｒｂａｌ　ｏｆ　Ｃｈｅｍｉｃａｌ　Ｐｈｙ
ｓｉｃｓ」１９７６年３月１日の第６４巻第５号２２２
９頁の更に別のＡｕｇ等の文献は、１つの用途がこれも
また所謂フーリエ映像化法全包言する２次元の分光法の
原理について開示しているが、この原理は「Ｊｏｕｒｎ
ａｌｏｆ　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ」１
９８２生絹５０巻１６１乃至１６４頁のＲａ１１等の文
献、および「Ｊｏｕｒｒｂａｌ　ｏｆ　、Ｍａｇｎｅｔ
ｉ、ｃ　Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ　Ｊ　１９８３年第５１巻
１４７乃至１５２のＭｃＬｕｃｔｓｌｅｙ等の文献にお
いて、ある化学シフトの局部的分布の決定のため用いら
れるものであるが、これもまた信号の収集の間あるター
ゲットに対して結合される磁界の勾配を持たず、またや
や長い映像化時間を必要とするものである。これら文献
に記載された方法は、Ｂｒｏｗｎの米国特許側４，３１
９，１９０号なる文献に述べられたものと非常に類似す
るものである。“Jourrbal of Chemical Phys.
sics” Vol. 64, No. 5, March 1, 1976, 222
Yet another Aug et al. article on page 9 discloses the principle of two-dimensional spectroscopy, one application of which also encompasses the so-called Fourier imaging method, which is described in the Journal
alof Magnetic Re5onance”1
982 Raw Silk Vol. 50, pp. 161-164, Ra11, etc., and "Jourrbal of Magnet"
i, c Re5onance J 1983, Vol. 51, 147-152, used for the determination of the local distribution of a chemical shift, also for a target during signal collection. This method does not have a magnetic field gradient that is coupled to the magnetic field, and requires a rather long imaging time. The methods described in these documents are described in U.S. Patent No. 4,31 of Brown
This is very similar to that described in the document No. 9,190.

本発明の目的はあるターゲットの前記化学シフトのスペ
クトルの局部的分布の決定を行なうための斬新かつ簡単
な方法の提供にあり、本方法は多くの核スピン映像化法
において適用可能であり、かつ妥当な映ｆ家化時間内で
良好な信号／ノイズ比を提供することができる。本発明
の別の目的は、ある磁界の異質性の測定のため、また例
えば核スピン映像化装置の積石またはががる磁石の製造
において、またかかる装置の組立てと曲連してＮｌｖｆ
Ｒ分光計の均質化のため、ならびに分析でれるべき材料
の磁化の決定のため有効に使用することができる方法の
提供にある。本発明の他の目的および用途については、
本明細書から明らかになるであろう。It is an object of the present invention to provide a novel and simple method for determining the local distribution of the spectrum of chemical shifts of a target, which method is applicable in many nuclear spin imaging methods, and A good signal/noise ratio can be provided within a reasonable flash time. Another object of the invention is to use the Nlvf
The object of the present invention is to provide a method that can be effectively used for homogenizing R spectrometers and for determining the magnetization of materials to be analyzed. For other objects and uses of the invention,
It will become clear from this specification.

不発明の諸口的は、特許請求の範囲に記載した如くに達
成される。The aspects of non-invention are achieved as described in the claims.

本発明によれば、核磁気共振スぜりトルは反復でれる特
殊なパルス列を用いてターゲットから収集され、また各
反復の間において信号の収集および励起の事象の相互の
一時的な比率が変化させられる。前記パルス列は例えば
次の動作からなる。According to the present invention, a nuclear magnetic resonance pulse is collected from a target using a special pulse train that is repeated, and during each repetition the temporal ratio of the signal collection and excitation events to each other changes. I am made to do so. The pulse train consists of the following operations, for example.

即ち、ターゲット区域が最初に９０’　のパルスによシ
励起てれ、次いで１８ｏ０のパルスによるターゲットの
再励起が所謂スピン・エコーを生じるように作用するよ
うに磁界の勾配の結合が続き、前記スピン・エコーは格
納され、寸たその間に少なくとも１つ磁界の勾配が投入
される。もしこの目的が３次元のターゲットの映像化に
あるならば、例えば最初の励起事象が所謂選択的励起を
用いることに、ｌニジ、また原子系のコード化を行なう
位相に対する読取シ勾配の方向に対し直角の勾配パルス
を使用することによって行なうことができる。That is, the target area is first excited by a 90' pulse, followed by a combination of magnetic field gradients such that re-excitation of the target by an 180 pulse acts to produce a so-called spin echo, which - The echoes are stored and at least one magnetic field gradient is applied during the interval. If the purpose is to image a three-dimensional target, for example, the first excitation event can be applied using a so-called selective excitation, in the direction of the read gradient relative to the phase, and also in the direction of the read gradient, which encodes the atomic system. This can be done by using gradient pulses perpendicular to

位相のコード化は葦た、前記読取り勾配に対して直角の
方向に４目互に行って、このようにあるターゲットの化
学的スペクトルの完全に３次元の局部的分布を行なうこ
ともできる。The phase encoding can also be carried out in quadrature in a direction perpendicular to the readout gradient, thus producing a completely three-dimensional local distribution of the chemical spectrum of a target.

例えば、生体の組成の部分のスペクトルは、相互に約４
　ｐｐｍの距離における実質的に僅かに２つの組成から
なる。このように、このスペクトルから例えば８つのサ
ンプルを収集するに充分である。For example, the spectra of parts of a living body's composition are approximately 4
It consists of essentially only two compositions at a distance of ppm. Thus, it is sufficient to collect, for example, eight samples from this spectrum.

従って、本発明の方法によ、９６４Ｘ６４個の映像を形
成するための映像化時間は８Ｘ６４秒即ち約８．５分と
なる。映像化時間は、１２８Ｘ６４個の映像の形成の１
ヒめ２時間１７分の映像化時間を要するＢｒｏｗｎの米
国特許第４．ｓ　１９，１９０号なる文献において開示
された方法とは対照的に、もし読取逆勾配の方向に解像
力を増加妊せても長くはならない。Therefore, according to the method of the present invention, the imaging time for forming 964.times.64 images is 8.times.64 seconds, or about 8.5 minutes. Imaging time is 1 for forming 128 x 64 images.
Brown's U.S. Patent No. 4 requires a visualization time of 2 hours and 17 minutes. In contrast to the method disclosed in the document No. s 19,190, if the resolution is increased in the direction of the readback slope, it does not become longer.

別の長所は、本発明の方法は電流全反転きせることかで
きる勾配電流ソースを必ずしも必要とせず、このため勾
配磁界の変化率は小芒くてよいことである。Another advantage is that the method of the present invention does not necessarily require a gradient current source capable of full current reversal, so that the rate of change of the gradient field may be small.

あるターゲット、例えば人体更には木の幹であっても、
その化学的特性のマツピングに加えて、本発明の方法は
、均質な原子核の磁気特性もしくは他の既知の特性を有
するターゲットを使用することにより、ある磁界の異質
性を測定するために使用できることが望せしい。本発明
により、均質なもしくは他の既知の特性のクーゲットを
使用して分析のため使用される磁界の分布のマツピング
を個々に実施することにより分析はれるべき物体の化学
的スペクトルの分布を決定するため、捷だ本発明の方法
によシこのように得られた磁界のマツプを用いて分析さ
れるターゲラＩ・のマツプの補正を行なうために、本発
明の方法を使用することも更に可能である。Even if it is a certain target, such as a human body or even a tree trunk,
In addition to mapping its chemical properties, the method of the invention can be used to measure the heterogeneity of certain magnetic fields by using targets with homogeneous nuclear magnetic properties or other known properties. Desirable. According to the invention, the distribution of the chemical spectrum of the object to be analyzed is determined by individually carrying out mapping of the distribution of the magnetic field used for the analysis using a Couget of homogeneous or other known properties. Therefore, it is furthermore possible to use the method of the invention to correct the map of Targetera I., which is analyzed using the map of the magnetic field thus obtained by the method of the invention. be.

本発明の方法は、更に、均質もしくは他の既知の特性の
ターゲットによ！ｌｌ磁界のマツピングを必要に応じて
反復的に行なうことによシ、また例えばある磁界の均質
化もしくは強磁性体片の数および位置の決定、筐たは種
々の強磁性体を変移させる必要の如き必要な周囲の変化
の決定のため、意図された特殊なコイル（調整用コイル
）の電流を設定するためこのように得られた情報を用い
ることによって、例えば核スピン映像化装置またはＮＭ
Ｒ分光計の磁石の均質化に適用することができる。The method of the invention can also be used with targets of homogeneous or other known properties! By carrying out the mapping of the magnetic field iteratively as necessary, it is also possible, for example, to homogenize a certain magnetic field or to determine the number and position of ferromagnetic pieces, or if it is necessary to displace the housing or different ferromagnetic bodies. By using the information thus obtained to set the current of the intended special coil (adjustment coil) for the determination of the required ambient changes, e.g. in a nuclear spin imager or NM.
It can be applied to homogenize the magnet of R spectrometer.

本発明による方法は、更に、均質もしくは他の既知の特
性のターゲットを使用して、また本方法によシ前記ター
ゲットに対する分析される材料の位置および（丑たけ）
かかる材料の量を変更することによシ、磁界の分布のマ
ツピングを行なうこ吉によって、分析はれる材料の磁化
状態の決定のため使用することもできる。The method according to the invention furthermore provides for the use of targets of homogeneous or other known properties and for the position and position of the material to be analyzed relative to said targets.
By varying the amount of such material, the analysis can also be used to determine the magnetization state of the material being analyzed by mapping the distribution of the magnetic field.

以降の記述は、添付図面に関して更に詳細に記述される
不発明の諸原理について述べるものである。The following description sets forth the principles of the invention, which are described in more detail with reference to the accompanying drawings.

第１図、第２図、第４図旧よび第５図においては、本発
明によシ行なわれる製作が一方では異なる軸上に規定さ
れ、更に連続する番号を付し尼位相として時間軸ｔの方
向に配される。各図に３いて、ＲＦはターゲット領域に
おいて分析されるべき原子核の励起のための無線周波数
パルスヲ表わし、このパルスは実施に２いては所謂９０
°　ノ々ルスｔｌｊ：１８０°パルスのいずれかである
。磁界の勾配は、その方向に従う軸に沿ってＧｘ、　Ｇ
’／およびＧｚとして示はれる。生成されたＮＭＲ信号
はＳ軸上に衣わされ、１つの信号の記録の瞬間はそれぞ
れＤ軸上に表わされる。各図は、本発明の種々の実施例
としてのみ理解でれるべきでるる。In FIGS. 1, 2, 4 old and 5, the fabrications carried out according to the invention are defined on different axes on the one hand, and the time axis t is further indicated by consecutive numbers and as a phase. placed in the direction of 3 in each figure, RF stands for a radio frequency pulse for the excitation of the nuclei to be analyzed in the target region, which pulse in the implementation 2 is the so-called 90
° Norse tlj: Either 180° pulse. The gradient of the magnetic field is Gx, G along the axis that follows its direction
'/ and Gz. The generated NMR signals are plotted on the S-axis and each recording instant of one signal is represented on the D-axis. The figures are to be understood only as different embodiments of the invention.

勾配パルスの形状および振幅、勾配および相互の持続周
期は必ずしも本発明の最ス■の組合せを示すものではな
い。ＸＹＺ座標が例示の手段として選択され、必要な勾
配がこれら座標に対する成分として水式れる。このこと
は、３つの１固々のコイルの組を使用することによ逆勾
配磁界を生成するための今日の核スピン映像化装置の実
除と一致するものであシ、これによシ生成される勾配は
相互に直交している。当然、極座標法の如き他の表示方
法を選択することもできる。The shapes and amplitudes of the gradient pulses, slopes and mutual durations are not necessarily indicative of the best combination of the present invention. XYZ coordinates are chosen as an example means and the required gradients are expressed as components to these coordinates. This is consistent with the practical implementation of today's nuclear spin imagers to generate counter-gradient magnetic fields by using a set of three unique coils, which generate The gradients are mutually orthogonal. Naturally, other display methods such as polar coordinates can also be selected.

フーリエ法についての説明は、例示としである原子の系
の位相コード化および１つのスライスの方向における位
相化の実施のための５ｅｐｐｏｎｅｎのＦＩ第８２４，
３４３号なる文献に述べられた１つの方法を用いる。３
次元の映像化を児全なものにする方法の拡張は、上記の
５ｅｐｐｏｎｅｎのＦＩ第８２４．３４８号なる文献に
開示された如く明らかであろう。A description of the Fourier method is given by way of example in FI No. 824 of 5epponen for phase encoding of a system of atoms and implementation of phasing in the direction of one slice.
One method described in the document No. 343 is used. 3
Extensions to the method of comprehensively dimensional visualization will be apparent as disclosed in the above-mentioned document FI No. 824.348 of 5epponen.

ここで検討するのは、原子核の密度の分布をＡ（ＯＣＸ
　ｙ％　Ｚｌ　δ）とするターゲットであるが、但し、
”％　’／ｙ　Ｚは千行銘標による位置の座標であシ、
δは分析てれるべき化学シフトの順序である。明瞭化の
ため、１次元の密度分布Ａ（τ、δ）で検討する。What we will consider here is the density distribution of atomic nuclei A(OCX
y% Zl δ), however,
``%'/y Z is the coordinate of the position according to the 1,000-line inscription,
δ is the order of chemical shifts to be analyzed. For clarity, a one-dimensional density distribution A(τ, δ) will be considered.

落１図においては、本発明の基本的な原理について最初
に論述する。位相１に３いては、１＝０の時、１つのタ
ーゲットの原子核が９０°の励起パルスによって励起さ
れる。位相２においては、Ｘ軸方向の勾配Ｇｘがターゲ
ット上に置かれる。In Figure 1, the basic principles of the invention are first discussed. In phase 1, when 1=0, one target nucleus is excited by a 90° excitation pulse. In phase 2, a gradient Gx in the X-axis direction is placed on the target.

もし分析時間が前記原子核の自然の緩和時間Ｔ２に比較
して短ければ、励起きれた原子核によシ誘起された信号
は下記の如くである。即ち、σＸ 但し、Ｓ　（ｔ）は誘導信号 Ａ（ｘ、δ）は密度の分布 Ｗｏはラーマ−周波数 ｒは磁気回転比 Ｇは磁界の勾配 δは分析のための空間密度 ｔは時間 ｊはＦ７璽 その角周波数がＷ。である所謂回転フレーム基準におけ
る信号を分析する時、式（３）は下記の如くとなる。即
ち、 δＸ 以下の記述は、緩和現象を重要でないものとして無視し
た基準の回転フレームにおいて行なわれろ。If the analysis time is short compared to the natural relaxation time T2 of the nucleus, the signal induced by the excited nucleus is as follows. That is, σ F7 Seal's angular frequency is W. When analyzing a signal on a so-called rotating frame basis, equation (3) becomes as follows. That is, δX The following description is made in a rotational frame of reference in which relaxation phenomena are ignored as unimportant.

時点ｔ１において勾配Ｃｒｘが遮断される（位相２Ｑ終
シ）ならば、ある倍「勝エターゲノトから誘起はれる（
位相３）。If the gradient Crx is blocked at time t1 (at the end of phase 2Q), then the induced slope from the Katsu etagenoto (
Phase 3).

ｘ 但し、Ｔ２は位相２の持続周期である。x However, T2 is the duration period of phase 2.

次に、位相４においては、サンプルが′所謂１８ｏ。Next, in phase 4, the sample is 'so-called 18o.

パルスに曝され、その結果信号が誘起はれる（位相５）
。即ち、 （６）　５（ｔ）づ５Ａ（ｗ、ａ）ｅ”−２δ（Ｔ２＋
Ｔ３）十δｔ−ｒ　Ｇ”　Ｔ２　）ａ、ｔａδＸ 但し、Ｔ３は位相３の持続周期である。Exposure to a pulse, resulting in an induced signal (phase 5)
. That is, (6) 5(t) 5A(w, a)e''-2δ(T2+
T3) 10 δt-r G'' T2) a, ta δX However, T3 is the duration period of phase 3.

１次元の場合には位相のコード化は行なわれず、そのた
め位相６の持続周期は非常に短くなることが予期できる
。In the one-dimensional case there is no phase encoding, so the period of duration of phase 6 can be expected to be very short.

特に、位相２に３いては勾配磁界の作用により信号がほ
とんど０壕で減衰し、従って、信号は特に第１図および
第２図に８いては位相３．４．５および６の間では示き
れない。位相の可干渉性が勾配磁界および１８０６パル
ス間の相互作用により位相７において戻る１では、信号
／ノイズ比が顕著に増加することはない。In particular, in phases 2 and 3, the signal attenuates almost to zero due to the action of the gradient magnetic field, and therefore the signal does not appear particularly between phases 3, 4, 5 and 6 in Figures 1 and 2. I can't do it. 1, where the phase coherence returns at phase 7 due to the interaction between the gradient field and the 1806 pulse, the signal/noise ratio does not increase significantly.

位相７に８いては、ターゲットにおいて勾配Ｇｘに再び
切換えられるが、その強さは位相２と必ずしも同じでは
ない。このため、誘導信号は下記の如くとなる。即ち、 ＜’１）ＳＣ１）＝５仄、、ａ）、バ・−２６（Ｔ２　
＋Ｔｓ　）十δを−・Ｇ−Ｌ＋ｒＧ’ｘｔ’善９イ。In phase 7 to 8, the gradient Gx is switched again at the target, but its strength is not necessarily the same as in phase 2. Therefore, the guidance signal is as follows. That is, <'1)SC1)=5仄, ,a),B・26(T2
+Ts) 10δ -・GL+rG'xt' Good 9i.

δＸ 但ｔ、、ｔｌは位相７の初めからカウントされた時間Ｇ
′は位相７０間の勾配Ｇｘの強さ くπ−２δ（Ｔ２＋　Ｔｓ　）十δｔ）−φ（δ）で表
わせば、（８）Ｓ（ｔ）５ＪＡ（ｃ、δ）、ｊＣγＧ’
ｘｔ’−ｒＧｄ’、４−φ（δ〕＋δｔ′）ｄ、ｄｌδ
Ｘ 変数を変化して、ｒＧ’ｚ＋δ＝　／ｃ　；ｃｌｘ　＝
　ｄｋ／　ｒ　Ｇ’信号はフーリエ変換の附加とされる
。δX However, t,,tl is the time G counted from the beginning of phase 7
' is the strength of the gradient Gx between the phases 70 and π-2δ(T2+Ts)+δt)-φ(δ), (8)S(t)5JA(c, δ), jCγG'
xt'-rGd', 4-φ(δ]+δt')d, dlδ
By changing the X variable, rG'z+δ= /c;clx=
The dk/rG' signal is added to the Fourier transform.

も（〜φ（δ）が等しい距離の値φ（δ）を得るよりに
多数の信号の収集シーケンスが位相３の持続周期Ｔ３を
変更することにより行なわれるならば、結果は下記の如
くとなる。即ち、 但し、ｎ＝信号収集の序数 フーリエ変換を１組の信号の序数に従って行なうことに
より、その結果は下記の如くとなる。即ち、（１２）Ｆ
ｎ（Ｆｔ（Ｓｎ（ｔ）））１丁Ａ′（ｋ、δ）即ち、そ
の結果は、Ｘの方向における核スピンの密度の分布とな
り、またスにクトル分布となる。If the acquisition sequence of a larger number of signals is performed by changing the duration period T3 of phase 3 than (~φ(δ)) to obtain equal distance values φ(δ), the result is That is, where n = ordinal number of signal collection By performing the Fourier transform according to the ordinal number of a set of signals, the result is as follows: (12) F
n(Ft(Sn(t)))1dA'(k, δ), that is, the result is a distribution of the density of nuclear spins in the direction of

スペクトルの種々の成分を相互に識別するため、位相８
．４２よび５の全持続周期はＴを超えなければならず、
このＴは下式と関連する。即ち、２π （”）Ｔ＝２δｍ１ｎＢｏｒ 但し、Ｂｏは外部の磁界の強はである。To distinguish the various components of the spectrum from each other, the phase 8
．． The total duration period of 42 and 5 must exceed T,
This T is related to the following formula. That is, 2π ('')T=2δm1nBor However, Bo is the strength of the external magnetic field.

例えば、生体の組成における水分と脂肪の相互の共振信
号の化学シフトはδ＝４ｐｐｍでめジ、これは約０．５
テスラの磁界において約８０Ｈｚ　の差に相当する。こ
のため、位相３．４および５の全持続周期は式（１３）
に従って約１２ミリ秒となるが、組成の緩和時間Ｔ、２
が一般に５０乃至１００ミリ秒であるため、組成の共振
ピークの幅は約２０Ｈｚとなる。これらのピークを相互
に明瞭に識別させるためには、位相３．４および５の全
持続周期は約４０ミリ秒でなければならない。磁界Ｂｏ
の比較的低い値においては、必要となる時間は当然長く
なる。For example, the chemical shift of the mutual resonance signal of water and fat in the composition of a living body is δ = 4 ppm, which is about 0.5
This corresponds to a difference of about 80 Hz in Tesla's magnetic field. Therefore, the total duration period of phases 3.4 and 5 is given by equation (13)
Accordingly, it is about 12 milliseconds, but the relaxation time of the composition T,2
is typically 50 to 100 milliseconds, resulting in a composition resonance peak width of about 20 Hz. In order for these peaks to be clearly distinguishable from each other, the total duration period of phases 3.4 and 5 must be approximately 40 ms. Magnetic field Bo
At relatively low values of , the time required will naturally be longer.

リンの原子核（”Ｐ）の場合には、種々のリンの化合物
の分布を識別するため生物学的に有意義となる。細胞の
場合には、リンは自由な所謂無機リンとして見出され、
これはＮＭＲ分元法においては更に細胞内および細胞外
のリンに細分はれ、その相対化学シフトは１　ｐｐｍ以
下となる。細胞に対するエネルギ供給源として作用する
のは゛クレアチンリンｎ（ＰＣｒ）Ｂよびアデノシン三
リン酸分解酵素（ＡＴＰ）であシ、これに対してリンの
原子核も結合している。リンの檀々の結合モード間の化
学シフトは、もしタレアチンシン酸のリンを基準どする
と、Ｐｉ＋５ｐｐｒｎおよびＡ、　Ｔ　Ｐ　−２、−７
ｊ６よひ−１６の蛍燐光体である。蛍燐光体は、例えば
２．３テスラの（磁界強さを用いて記録し、そのため対
応する周波数の移動はＰｊ＋２００Ｈｚとなシ、ＡＴＰ
の蛍燐光体は−８０、−２９０および６４０Ｈｚ　とな
シ、これはこれらの識別のためには位相３．４．５の全
持続周期が少なくとも２０ミリ秒ならびに１８０°でな
ければならず、サンプリング点のタイミング・ステップ
は約０．５ミリ秒を超えてはならない。もし細胞内と細
胞外の蛍燐光体が相互に分離でれるべき場合には、位相
３．４．５の全持続周期は条なくとも４０ミリ秒でなけ
ればならない。In the case of the phosphorus nucleus ("P"), it is biologically significant because it distinguishes the distribution of various phosphorus compounds.In the case of cells, phosphorus is found as free so-called inorganic phosphorus;
In NMR fractionation, this is further subdivided into intracellular and extracellular phosphorus, with a relative chemical shift of 1 ppm or less. Creatine phosphorus (PCr)B and adenosine triphosphate degrading enzyme (ATP) act as an energy source for cells, to which phosphorus nuclei are also bound. The chemical shifts between the binding modes of phosphorus are Pi + 5 pprn and A, T P -2, -7 if the phosphorus of talleatin sinate is used as the standard.
It is a j6yohi-16 phosphor. The phosphor is recorded using a magnetic field strength of, for example, 2.3 Tesla, so that the corresponding frequency shift is Pj + 200 Hz.
The phosphors are -80, -290 and 640 Hz, which means that for their identification the total duration of the phase 3.4.5 must be at least 20 ms and 180°, and the sampling The point timing step should not exceed approximately 0.5 milliseconds. If the intracellular and extracellular phosphors are to be separated from each other, the total duration of phase 3.4.5 must be at least 40 ms.

以上の記述力・ら明らかなように、分光作用の情報の収
集は、上記のパルス・シーケンスが数回反復でれてその
結果のスピン・エコーが記録されるように行なわれる。As is clear from the above description, information on spectroscopic effects is collected such that the above pulse sequence is repeated several times and the resulting spin echoes are recorded.

実際には、誘導惰号は連続する間隔においてそのサンプ
ル、例えば１２８または２５６のサンプルを拾うことに
よシ収集される。最も望ましくは、サンプリングの瞬間
が読取シ勾配の時間積分が櫨々のサンプリングの瞬間の
間で一定となるように設定される。即ち、 但し、Δｔｎ　はサンプリングの時点ｎとｎ−１−１の
間の時間的間隔 Ｇは読＊シ勾配 このように、もしある勾配の大きでが例えば二倍であれ
ば、サンプリングの時点間の間隔は半分に縮められる。In practice, the guided wave signal is collected by taking samples of it at successive intervals, for example 128 or 256 samples. Most preferably, the sampling instants are set such that the time integral of the reading slope is constant between successive sampling instants. That is, where Δtn is the time interval between sampling points n and n-1-1, and G is the slope.Thus, if the magnitude of a certain slope is, for example, twice as large, then the time interval between sampling points n and n-1-1 is The spacing is reduced by half.

第６図は第１図に示された実施例のタイミングの状態を
示しておシ、化学シフトならびに磁界の異質性が時間△
Ｔを生じ、信号Ｓを位相コード化する。時間ＴＡを９０
″と１８０°のパルス間に、また時間ＴＢを１８０°と
ある信号の間に変化させるも、時間ＣＴＡ十ＴＢ）を９
０°パルスとめる信号の間で一定に維持することにより
、１組の信号Ｓｎが収集でれることになる。２次元のク
ーシフトの場合においては、丁度第１図に示きｎるよう
に原子核系の位相コード化全行ｆＪ：うため１厘の勾配
に直交する勾配（Ｇｙ）を用いることは当然である。従
って、もしｙ＠方向における映像の解像力がｍ′″ｒ：
あれば、位相コーディング量Ｇｙ’を変化きせる開信号
Ｓｎのクラスタはｍ回収集きれなければならない。従っ
てパルス反復間隔が１秒であれば、映像化時間はｍ×ｎ
秒となシ、即ちもしｍ−６４、ｎ＝８ならば、前記映像
化時間は約８分となる。FIG. 6 shows the timing conditions of the embodiment shown in FIG.
T and phase encodes the signal S. Time TA 90
Even if the time TB is changed between 180° and 180° pulses, the time CTA + TB) is changed to 9.
By keeping the signal constant between 0° pulses, a set of signals Sn will be collected. In the case of a two-dimensional Kuh shift, it is natural to use a gradient (Gy) that is perpendicular to the gradient of the phase encoding of the entire nuclear system fJ:1, as shown in Figure 1. . Therefore, if the resolution of the image in the y@ direction is m′″r:
If so, clusters of open signals Sn that change the phase coding amount Gy' must be collected m times. Therefore, if the pulse repetition interval is 1 second, the imaging time is m×n
If m-64 and n=8, the imaging time will be about 8 minutes.

第１図も捷た所謂選択的励起を用いることによるターゲ
ット・領域の閉じこめの状態を示す。位相１においては
、Ｚ軸の勾配Ｇｚがあるターゲットにわたシ切換えられ
るが、同時にこのターゲットはある制限きれた帯域幅を
有する励起信号を受ける。これによジターゲットのスラ
イスが励起され、このスライスはＺ軸に対して直角方向
に延長し、帯域幅に正比例しかつ勾配のある磁界の強さ
に反比例する厚ζを有する。同様に位相４に２いては、
Ｚ軸方向に沿って投入されてこれもまた１８０゜のパル
スを選択的にする勾配が存在す２る。実施においては、
励起パルスは必ずしも長くない。この理由のため、これ
ら勾配は制限きれた帯域幅を有し、またあるスライスの
縁部におけるある決丑った距離にわたシ励起の効率は減
少する。このため、前記１８０°パルスが前の９０°の
パルスよシも幅の広いスライスを励起するように、位相
１旧よび４において活動状態となるパルスの帯域幅およ
び勾配のある磁界の強ざを選択することが望ましい。FIG. 1 also shows the state of confinement of the target region by using so-called selective excitation. In phase 1, the Z-axis slope Gz is switched across to a target, which at the same time receives an excitation signal with a limited bandwidth. This excites a slice of the di-target, which extends perpendicularly to the Z-axis and has a thickness ζ directly proportional to the bandwidth and inversely proportional to the strength of the gradient magnetic field. Similarly, when 2 is in phase 4,
There is a gradient injected along the Z axis that also makes the 180° pulse selective. In implementation,
The excitation pulse is not necessarily long. For this reason, these gradients have limited bandwidth and the efficiency of excitation is reduced over a certain distance at the edge of a slice. To this end, the bandwidth of the pulses active in phases 1 and 4 and the strength of the gradient magnetic field are adjusted so that the 180° pulse excites a wider slice than the previous 90° pulse. It is desirable to select.

位相６において投入されるＺ軸方向に沿った勾配の据幅
は、その時間積分が前記の選択的励起と関連して生じる
位相のずれを補正するように選択される。この位相のず
れは１８００に関しては小式いが、選択的な９０°のパ
ルスに関しては顕著となる。The amplitude of the gradient along the Z-axis direction introduced in phase 6 is selected such that its time integral corrects the phase shift that occurs in connection with the selective excitation described above. This phase shift is small for 1800°, but significant for selective 90° pulses.

このように、位相の補正は、前記の選択的な９０°パル
スの後で力）つ１８０°パルスに先立ってＺＩＰＩ１１
方向に沿った勾配をその時間積分が反対の符号となるも
絶対値は前記の９０°パルスの時間におけるＺＩｉＩｉ
Ｉ］の勾配の有効な時間積分値と等しくなる期間だけこ
のような値に切換えを行なうことによって実施すること
ができる。位相変東の原理は、この特質に関して本文に
引用したｆｊｏｕｌｔの文献ｒＪｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　
Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ　Ｊ　１９７７
年８ｇ２６巻１６５頁から当技術においては周知の如き
ものである。In this way, the phase correction is performed after the selective 90° pulse) and before the 180° pulse.
Although the time integral of the slope along the direction has the opposite sign, the absolute value is ZIiIi at the time of the 90° pulse.
This can be implemented by switching to such a value for a period equal to the effective time integral of the slope of I]. The principle of phase shift east is based on the fjolt literature cited in the text regarding this property.
Magnetic Re5onance J 1977
8g, Vol. 26, p. 165, as is well known in the art.

下記の長所は、第１図に示した如き位相操作を１８０°
パルスの後に行なうことによシ確保される。第１に、あ
るスライスの縁部の故に、１つの１８０°のパルスの作
用がこれもまた分析される体積の外側の原子核の磁気信
号を生じて望丑しからざる人為効果をもたらす。本文に
記述した方法に３いては、この信号は勾配磁界の作用に
よって迅速に減衰され、このためこの１Ｂ号は実際の映
像形成の妨げとはなシ得ない。第２に、勾配磁界を形成
する電流ソースは本装置の製造コストを圧迫する二極性
のものとする必要はない。第３に、必要な勾配切換え速
度が低下し、これが患者の安全性に照して重要となる。The following advantages are that the phase operation as shown in Fig. 1 can be performed by 180°.
This is ensured by following the pulse. First, because of certain slice edges, the action of one 180° pulse also produces magnetic signals of nuclei outside the analyzed volume, leading to undesired artifacts. In method 3 described in the text, this signal is rapidly attenuated by the action of the gradient magnetic field, so that this No. 1B cannot interfere with the actual image formation. Second, the current source forming the gradient field does not have to be bipolar, which would add to the cost of manufacturing the device. Third, the required gradient switching speed is reduced, which is important in terms of patient safety.

完全に３次元のマツピングを実施する際、前記の選択的
励起作用は絶対的に必要なものではない。When carrying out fully three-dimensional mapping, the selective excitation effect described above is not absolutely necessary.

この場合、選択的な勾配の１１１ｆは励起位相において
零となる。Ｚ！ｉｌｌ］方向におけるマツピングを行な
うため、原子核の系はこれもまたＺ軸方向において位相
コード化でれなければならない。これは、Ｙ軸方向にお
けると同様に行なわれる。単極性の勾配パルスを使用す
るのみでこれが行なわれる方法は５ｅｐｐｏｎｅｎ　（
Ｄ　Ｆ　Ｉ特許出願ｍ８２４，８４３号において開示さ
れている。この文献に８いて述べられた方法は第１図に
おけるＹ　ｉｌＭＩＩの位相コード化方向において加え
られていた。しがし、本発明は各図に示でれた位相コー
ド化モードに限定されるものではなく、その代、９．１
８０°パルスの前後における二極性のコード化勾配パル
スによっても位相コード化が可能である。In this case, the selective slope 111f becomes zero in the excitation phase. Z! In order to perform the mapping in the [ill] direction, the system of nuclei must also be phase encoded in the Z-axis direction. This is done in the same way as in the Y-axis direction. A method in which this is done using only unipolar gradient pulses is 5epponen (
Disclosed in DFI patent application no. m824,843. The method described in this document 8 was applied in the phase encoding direction of YilMII in FIG. However, the present invention is not limited to the phase encoding modes shown in each figure; instead, 9.1
Phase encoding is also possible with bipolar encoding gradient pulses before and after the 80° pulse.

またタイミングの観点からも、第１図は本発明による作
用２よび事象の１つの可能なシーケンスの表現に過ぎな
いものと解釈されるべきものである。例えば、位相コー
ド化および位相補正の勾配は、９０５よび１８０°パル
スの切換えの瞬間の間の自由に選択される瞬間ならびに
読取逆勾配において切換えることができる。これは本方
法の基本的な機能性に影響を及ぼすものでにない。Also from a timing perspective, FIG. 1 should be interpreted as merely a representation of one possible sequence of actions 2 and events according to the present invention. For example, the slopes of phase encoding and phase correction can be switched at freely selected moments between the switching moments of the 905 and 180° pulses as well as the readback slope. This does not affect the basic functionality of the method.

本発明による方法の応用として、あるターゲットが何等
かの理由で全ての座標方向にマツピングが意図されない
場合について考察することも可能である。このため、こ
のような方向における選択性および位相コード化操作は
不必要であり、これらの方向において切換えられる勾配
の磁界はなく、即ち零の勾配の磁界をこのような場合に
考えることができるのである。このような用途は、例え
ば、ＮＭＲ分光計による遠心操作後のある磁界の分析お
よび異質性、ならひに試験管内のサンプルのスペクトル
分布の分析が言ｌれる。As an application of the method according to the invention, it is also possible to consider the case where a certain target is not intended to be mapped in all coordinate directions for some reason. For this reason, selectivity and phase-encoding operations in such directions are unnecessary, since there are no gradient fields switched in these directions, i.e. zero gradient fields can be considered in such cases. be. Such applications include, for example, the analysis of certain magnetic fields and heterogeneities after centrifugation by NMR spectrometers, as well as the analysis of the spectral distribution of samples in test tubes.

本発明による方法は、更に、励起およびコード化手順が
連続的にあるターゲット領域の色々な部分に対して集中
されるように通用することができる。これは、前記ター
ゲット領域の緩和時間Ｔ１により遅れが生じる３次元タ
ーゲットのマツピングの速度を増加はせる上で役立つ。The method according to the invention can furthermore be applied in such a way that the excitation and encoding procedures are successively focused on different parts of a target area. This helps in increasing the speed of mapping of three-dimensional targets which are delayed by the relaxation time T1 of the target area.

不発明においても同様に通用可能な核スピンの映像を生
じるこのような応用については、前記の５ｅｐｐｏｎｅ
ｎのＦＩ特許出願第８２４，３４３号において記載され
ている。Regarding such an application that produces an image of the nuclear spin that is also applicable to non-inventions, please refer to the above-mentioned 5eppone.
No. 824,343 of FI Patent Application No. 824,343.

本発明の方法は、映像化されるべき領域のトリミング方
向には依存しないことが明らかであり、このため、１図
が例えば選択方向がＺ軸方向と直角の方向となることを
示唆しても、選択機能はＸＩＩＩＩＩ１１Ｙ軸またはＸ
ＹＺ軸方向のどれかの組合せに２Ｇ）ても達成可能であ
る。It is clear that the method of the invention does not depend on the cropping direction of the region to be imaged, so even if Figure 1 suggests that the selection direction will be perpendicular to the Z-axis direction, for example. , the selection function is XIII11Y axis or X
It is also possible to achieve 2G in any combination in the YZ axis directions.

このように、例えば、第１図の位相Ｉにおいて、Ｘ軸方
向の勾配Ｇｘが投入されＺ軸方向の勾配が例えば第１図
のＸ軸方向の勾配と同様に用いられる。その結果は、Ｘ
軸方向と直角のスライス形状の領域からなるマツプとな
る。Thus, for example, in phase I of FIG. 1, the gradient Gx in the X-axis direction is applied, and the gradient in the Z-axis direction is used in the same way as the gradient in the X-axis direction, for example, in FIG. The result is
The map consists of slice-shaped areas perpendicular to the axial direction.

第２図は、投影再構成法への本発明の応用を示している
。第１図に関して既に述べた事柄が勾配Ｇｚに妥当する
。この場合、信号Ｓｎのクラスフは数領の勾配の各方向
においてターゲットから収集される（ｍ信号）。この色
々な方向は、その結果が第３図に３いて詳細に示される
如く与えられた各方向をこのように決定する。ＩＩ！Ｉ
轟に液化する勾配ＧｘおよびＧｙによって得られる。そ
の結果の組をなす信号は、一群の投射ＰｒｒＬ（ｘｙ）
−（Ｆｔ（Ｓｎ））音生じるように所謂早いフーリエ変
換を受ける。FIG. 2 shows the application of the invention to a projection reconstruction method. What has already been said with respect to FIG. 1 applies to the gradient Gz. In this case, a classif of the signal Sn is collected from the target in each direction of the slope of the number domain (m signals). The various directions thus determine each given direction, the results of which are shown in detail in FIG. II! I
Obtained by rapidly liquefying gradients Gx and Gy. The resulting set of signals is a set of projections PrrL(xy)
-(Ft(Sn)) undergoes a so-called fast Fourier transform to produce a sound.

前記の組の投射は方向ルに３ける早いフーリエ変換を受
けて、逆の投射アルゴリズムによシあるターゲット領域
からの各スペクトルまたは変更値に対する密度の分布の
映像を再構成するため使用される映像形成のため必要と
されるターゲットのスペクトル分布ＰδｒＬ（”　＋　
ｙ）から生じる。第３図においでは、ターゲット領域２
がその一方に８ける化学シフトが−２ｐｐｍでちゃ他方
に８いては＋２ｐｐｍとなる２つの濃度の原子核を富む
ことを前提とする。逆投射を行なう適当な方法について
は、例えばＢｒｏｏｋｓ等の文献「Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ
」１９７５年′１４ＴＪ１１７巻１５６に開示されてい
る。Said set of projections is subjected to a fast Fourier transform in three directions and is used by an inverse projection algorithm to reconstruct an image of the density distribution for each spectrum or change value from a target region. The spectral distribution of the target required for formation PδrL(” +
arises from y). In Figure 3, target area 2
is assumed to be enriched with two concentrations of nuclei, one with a chemical shift of -2 ppm and the other with a chemical shift of +2 ppm. Suitable methods for performing backprojection are described, for example, in Brooks et al.
"1975 '14 TJ 117 Vol. 156.

本発明は、轟然に、時間ＴＡが一定でありかつ時間ＴＡ
とＴＢの和が一定とならないように時間ＴＢが変更され
る（第６図参照）ように通用することができる。しかし
ここで考慮しなければならないことは結果に対する緩和
時間Ｔ２の影響である。The present invention has the advantage that the time TA is constant and the time TA
It is possible to change the time TB so that the sum of and TB is not constant (see FIG. 6). However, what must be considered here is the influence of the relaxation time T2 on the results.

第４図は事例として、２つの異なる１８０°パルスを用
いて生成はれる２つのスピン・エコーを１つのパルス列
内で収集するこ表によシフーリエ変換の適用内の映像化
時間を短縮する一方法を示している。最初のエコーは、
各位相のタイミングが常に一定となるように、また第２
のエコーはエコーを生成する１８０°パルス（第４図に
εける位相８）の相互のタイミング旧よび信号の収集が
丁度前に述べたように変化式せられるように」ヌ集でれ
る。しかし、信号収集時間（位相１０）は９０°の励起
パルスに対して固定されている（位相１）。Figure 4 shows, as an example, that two spin echoes generated using two different 180° pulses are collected within one pulse train. It shows. The first echo is
In order to ensure that the timing of each phase is always constant,
The echoes are collected such that the mutual timing of the 180 DEG pulses (phase 8 at ε in FIG. 4) which produce the echoes and the acquisition of the signals are varied just as described above. However, the signal acquisition time (phase 10) is fixed for the 90° excitation pulse (phase 1).

あるターゲットの化学的スペクトルの分布状態ぼたはあ
る磁界の異質性のマツピングは、例えば複雑な差信号即
ちビート信号（ｓ＋−５２）ｒ用いて２次元のフーリエ
変換法により映像を形成することにより第４図に水式れ
ろ場合において行なうことができる（但し、Ｓｌは位相
６において拾われる信号であシ、Ｓ２は位相１０におい
て拾われる信号である）。Mapping the distribution state of a chemical spectrum of a certain target or the heterogeneity of a certain magnetic field can be done, for example, by forming an image using a two-dimensional Fourier transform method using a complex difference signal, that is, a beat signal (s+-52)r. This can be done in the water flow case shown in FIG. 4 (where Sl is the signal picked up in phase 6 and S2 is the signal picked up in phase 10).

ＭｇＥｚｚ図および第５ｂ図は更に、４ａ界の化学７ノ
）Ｅよび異質性のマツピングを行なうための２つの代替
する相互に類似する手段を示している。The MgEzz diagram and Figure 5b further illustrate two alternative and mutually similar means for mapping the 4a world chemistry and heterogeneity.

図示された方法においては、読堆り勾配の太きをは信号
収集位相７において、従って信号収集のサンプリング周
波数において変更でれる。サンプリング周波数は、サン
プリング間隔△ｔの間の読取シ勾配の時間積分の領ｆＧ
ｘが常に一定であるようΔｔ に種々の反復時間において変更される。全ての反復時間
において、ある選択されたサンプリング時点が１８０°
パルスからある一定の時間間隔に保持はれる。これは、
第５α図およびＫＢｂ図に示された実施例が相互に異な
る特質のみによる、換言すれば勧５α図に３いては最初
の場合であシ、第５ｂ図においてはその１事々の反復時
間における間隔が変化しないように保持される中間のサ
ンプリング時点である。ｆＩＢ界の化学シフトまたは異
質性については、最初一群の収集された信号Ｓｎに時間
に照してフーリエ変換を行ない、次いでサンプリング時
点の順序全表−わす指標のｎの方向に変換を行なうこと
によって見出されよう。In the illustrated method, the thickness of the readout gradient is varied in the signal acquisition phase 7 and thus in the sampling frequency of the signal acquisition. The sampling frequency is the area fG of the time integral of the reading slope during the sampling interval Δt.
Δt is varied at different iteration times so that x is always constant. At every iteration time, a selected sampling point is 180°
It is held at a certain time interval from the pulse. this is,
The embodiments shown in Figures 5α and KBb differ from each other only in their characteristics; in other words, in Figure 5α it is the first case, and in Figure 5b it is the first case, and in Figure 5b it is the repetition time of one of the events. It is an intermediate sampling point where the interval is kept unchanged. The chemical shift or heterogeneity of the fIB field can be determined by first performing a Fourier transform over time on a set of collected signals Sn, and then performing a transform in the direction of n in the order of the sampling time points. Let's be discovered.

映像化時間全短縮するため、１つの信号はいくつかのエ
コーから、例えばその一方が常に一定の読取り勾配によ
シ拾われ他方が読取り勾配の大きざ、従ってサンプリン
グ間波数を変化させることによシ拾われる２つのエコー
から連続的に拾うことができる。To reduce the overall imaging time, one signal can be picked up from several echoes, e.g., one of them is always picked up with a constant readout gradient and the other is picked up by varying the magnitude of the readout gradient and therefore the wavenumber between samples. It is possible to pick up two echoes consecutively.

実際の映像化手段においてに：、信号のＰ、ｉＭｋ行な
う低域フィルタの制限周波数をも変化きせることが望ｌ
しく、この変更は前記の５ｅｐｐｏｎｅｎのＦＩ特許出
願第８２３，４４４号に用いられるターゲットの太きは
および勾配のある磁界に従って行なわれる。これは、信
号／ノイズ比における信号の帯域幅を超えるターゲット
からのノイズの影響′ｆｆ：阻止することである。In actual imaging means, it is desirable to also change the limiting frequency of the low-pass filter that performs P and iMk of the signal.
Specifically, this modification is made in accordance with the target thickness and magnetic field gradient used in the aforementioned FI Patent Application No. 823,444. This is to prevent the influence of noise from the target that exceeds the bandwidth of the signal in the signal/noise ratio.

上記の分析法は、多次元の分布ＡＣＸＸＹ、　Ｚ。The above analysis method uses multidimensional distributions ACXXY, Z.

δ）に拡張することができる。この分析法は１だ、位相
のコーティングが映像を形成するための１組の座標の各
方向の１つにおいて行なわれる周波数にどいて行なうこ
とができる。かかる映像形成方法の事例はＥｒ　ａ　ｓ
　ｔの米国特許第４，０７０，６１．１号およびＥｄｅ
ｌｓｔｅｉｎ　等のｒＰｈｙｓｉｃｓ　ｉｎ　Ｍｅｄｉ
ｃ会、ｅａｔ　ＢｉｏｌｏｇｙＪｌ　９８０年７月第４
号の７５１乃至７５６頁の文献を含む。更に、上記の分
析法は所謂フーリエ分析法に基づいて行なったものであ
るが、特に最終的なスペクトル分布を行なうための従来
技術の他の分析法（式１２参照）を使用することも望丑
しいことが判るであろう。実施においては、即ち特殊な
分布ヶ生じるためには、比較的小さなｎの埴（＜１０　
）によシ設定することが必要であシ、これにょシ例えば
所謂Ｂｕｒｇの自動循ｆＭＢｕｒｇのアルゴリズムを用
いることが望ましい。δ). This analysis method can be performed at frequencies where phase coating is performed in one of each direction of a set of coordinates to form an image. An example of such an image forming method is Eras
U.S. Pat. No. 4,070,61.1 and Ede
rPhysics in Medi by Stein et al.
c-kai, eat Biology Jl July 4th, 980
No. 751 to 756 of the literature. Furthermore, although the above analysis method was based on the so-called Fourier analysis method, it is also desirable to use other analysis methods of the prior art (see equation 12), especially for determining the final spectral distribution. It will turn out to be true. In practice, relatively small n cells (<10
), and it is desirable to use, for example, the so-called Burg's automatic circulation fMBurg algorithm.

かかる他の方法の要約については、この点に関して引用
きれるｒＰｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ　ｏｆ　Ｉｈ：１ｌＥ
Ｊ１９Ｂ１年第６９巻第１１号のＫａｙ等の文献におい
て開示はれてきた。For a summary of such other methods, see rProceedings of Ih: 1lE, which is cited in this regard.
It has been disclosed in the literature of Kay et al., Vol. 69, No. 11, J19B1.

以上の作用の説明においては、使用される主磁界が非常
に均一であることを前提とした。実施においては、映像
化領域内で得られる均質性は１゜１０６よシ低く、通常
は１：１０４よシ低い。このような磁界の異質性は、分
析される物質に固有ノ化学シフトに対応する。連続する
スピン・エコーにおける位相のずれを生じることになり
、従って前記化学ノットのマツピング全不可能にする。In the above explanation of the operation, it is assumed that the main magnetic field used is very uniform. In practice, the homogeneity obtained within the imaging area is less than 1°106, typically less than 1:104. Such magnetic field heterogeneity corresponds to chemical shifts specific to the substance being analyzed. This will result in a phase shift in successive spin echoes, thus making mapping of the chemical knots completely impossible.

異質性によりもたらされろ前記エラーは、本発明に従っ
て、完全に均一であるターゲットのマツピング全行なう
ことによりＸ″！！、た実際のターゲットの映像を１１
１正するため磁界の異質性にょ９歪み金主じた得られる
映像情報を使用することによって補正することができる
。この形式の補正は、もし磁界の異質性がある化学シフ
トのスペクトルにおける所要の解像力よりも太きければ
行なわなければならない。The errors caused by heterogeneity can be avoided by performing the entire mapping of a target that is completely homogeneous according to the present invention.
1. In order to correct the heterogeneity of the magnetic field, 9. distortion can be corrected by using the obtained image information. This type of correction must be performed if the magnetic field heterogeneity is thicker than the required resolution in the spectrum of certain chemical shifts.

これを更に厳密に言えば、前記の補正措置は均一なター
ゲットの映像情報かめるコンピュータの記憶手段に記憶
されるように行なわれる。例えば３次元の場合には、あ
るターゲットにおける各点はある振幅と位相Ｉ／φと関
連する１つの映窺点Ｋ　（ｘ　、　ｙ　、　ｚ　）によ
シ突合される。同様にあるターゲットについて得られる
映像においては、１つの映像点はある」辰幅と位相Ｉ’
／φ′と関連している。ある磁界が非常に均一であって
２つの隣接する映像点間で１つの位相が２π以上の変更
を生じなかったと仮定すると、下記の補正演算を行なう
ことによシ１つのターゲットの化学的スペクトルの分布
から映像を形成することができる。即ち、（１５）　１
′？≦”＝（１’／φ′−φ）　／　Ｊ但し、Ｉ′ン企
〃は映像点Ｋ　（２’　＋　１７　ｒ　Ｚ　）の補正さ
れた位相および振幅、 Ｉｂ′は同じ映像点の補正されない位相および振幅、お
よび ＩｚＣはある均一なターゲットと対応する同じ映像点の
位相および振幅で５らる。More precisely, the above-mentioned corrective measures are carried out in such a way that the image information of the uniform target is stored in the storage means of the computer. For example, in the three-dimensional case, each point in a target is matched by one projection point K (x, y, z) associated with a certain amplitude and phase I/φ. Similarly, in an image obtained for a certain target, there is one image point.
/φ′. Assuming that a magnetic field is so uniform that no single phase changes by more than 2π between two adjacent image points, the chemical spectrum of a single target can be corrected by performing the following correction operation. An image can be formed from the distribution. That is, (15) 1
′? ≦”=(1'/φ'-φ)/J where I' is the corrected phase and amplitude of the image point K (2' + 17rZ), Ib' is the uncorrected phase and amplitude of the same image point The phase and amplitude and IzC are equal to the phase and amplitude of the same image point corresponding to a certain uniform target.

本発明の万、法によシ得られる別の利点は、あるパルス
列の色々な反復において集めらちるスピン・エコーがあ
るターゲット領域の高品質の解剖像の形成のため使用す
ることかでさる。これは、全ての集められた信号が平均
化法において使用することができるためである。Another advantage obtained by the method of the present invention is that the spin echoes collected at different repetitions of a pulse train can be used to form high quality anatomical images of a target area. This is because all collected signals can be used in the averaging method.

更に、本号法は、下記の如く核スピン映像化装置の据付
は段階において１〈用することができる。Furthermore, this method can be used in the installation of the nuclear spin imaging device in step 1, as described below.

即ち、核スピン映像化装置には、戚初に例えば１８０°
パルスの非常に短い変移工程および３次元の映像化法を
用いることによシその映像を形成すル均一なターゲット
が配置される。このようｅて、１つの映像がそのターゲ
ットにつぃて形成され、前記映像の各点は１つの位相お
よび振幅と関連している。この情報は、磁界の分布全近
似化する級数の展開の赤数に対する値を計算することに
より前記装置の中央のコンピュータによシ使用される。That is, the nuclear spin imaging device has a magnetic field of 180° for example.
By using a very short transition step of the pulse and a three-dimensional imaging method, a uniform target is placed to form the image. Thus, an image is formed of the target, each point of said image being associated with one phase and amplitude. This information is used by the central computer of the device by calculating values for the red numbers of an expansion of a series that fully approximates the distribution of the magnetic field.

この級数展開と対応して、前記装置の磁石には、対応す
る順序の映像化領域に磁界の勾配を生成するための所謂
調整用コイルが設けられている。そ　、の異質性の条注
ができるだけ正確に克服されるコンピュータ制御された
厄流ンース（Ｃよってこれらコイルに対して電流が供給
される。この時映像化が反復されるが、これはおそらく
は改善された周彼数の解像力に対する１８０°パルスの
比較的長い変移ステップを使用することにより、係数が
計算され新しい補償電流が設定される。Corresponding to this series expansion, the magnets of the device are provided with so-called adjustment coils for generating magnetic field gradients in the corresponding sequence of imaging areas. Current is supplied to these coils by means of a computer-controlled current source (C) which overcomes the heterogeneities as precisely as possible. By using relatively long transition steps of 180° pulses for the resolution of the given frequency, coefficients are calculated and new compensation currents are set.

上記の作用は必蜀な回数だけコンピュータによシ反復さ
れてできるだけ均一な磁界を提供し、然る後前記コ、ン
ピュータが前記、磁界の最後の映像を記憶しあるいはこ
れヲ衣示する。The above action is repeated by the computer as many times as necessary to provide as uniform a magnetic field as possible, after which the computer stores or displays the last image of the magnetic field.

上記のリロき方法全使用すれば制御の据付は作菜におい
て数日もしくは数週間も節減し、この作業自体は冥途の
映１ま化装置によって完全に自動的に行なうことができ
る。調整′（流ソースのディジタル制御は必要に応じて
取ｉ尿き、電流ソース全上記の７口り計算されたその匝
に対し固定的に設定することができる。If all of the above-described relocation methods are used, control installation can save days or even weeks in production, and this task itself can be carried out completely automatically with the help of a camouflage system. Adjustment' (digital control of the current source can be adjusted as required, and the current source can all be set fixedly for the above-mentioned seven points calculated).

本方法はまた、υ火像化装置の磁界の一時的な安定反の
確保、またに磁界の均一性に８ける周囲の変動効果の分
析を行なうことも可能で・ちる。また更に、均一なサン
プル、例えばその内部に分析される物質の一片が浸漬さ
れた水槽の映像化を行なうことにより、物質の磁化の程
度を見出すことも可能である。サンプルは最初物置の分
析を行なうことなく映像化され、然る後に物質の分析を
行なう。これら２つの映像により、映像化領域における
検査されるべき物質の磁化の状態を分析することが可能
である。The method also makes it possible to ensure the temporary stability of the magnetic field of the υ fire imager, as well as to analyze the effects of ambient fluctuations on the homogeneity of the magnetic field. Furthermore, by imaging a homogeneous sample, for example a water bath in which a piece of the substance to be analyzed is immersed, it is also possible to find out the degree of magnetization of the substance. The sample is first imaged without any physical analysis, followed by material analysis. With these two images it is possible to analyze the state of magnetization of the material to be examined in the imaging area.

本発明は、決して本文に述べた実施態様に制限されるも
ので※よ彦く、その多数の天施態様が頭−港の特許請求
の範囲内で着想ＣＩＪ′能である。The present invention is in no way limited to the embodiments described herein, and numerous embodiments thereof are contemplated within the scope of the Toko-Kan claims.

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

第１図は所謂２次元のフーリエ映像化法ぐこ対する本発
明の方法の適用状態を示すグラフ、第２図は所謂投影再
構成映信化法に対する本発明の方法の適用の状態を示す
グラフ、第３Ｎは投影再４１Ｑ成法における映像を形成
する原理を示す図、第４図は例えば医学的診断のため要
求される映隙化時ｊＨＪを比較的短くする方法における
本発明の方法の通用状態を示すグラフ、第５α図および
第５ｂ図は相互の類似する本発明の方法の第２と第３の
通用状態を示すグラフ、および第６図は不発明の一実施
例にどける事象のり１ミングを示す図で・りる。 手続補正書（方式） 昭和（ゴ年　箸ｉ＋願第　／２．１’。れ　号６、補正
をする者 事件との関係　出　願　人 住所 名　σ１　デンスト１し／゛７７グソソｔｌ−−′ノイ
ーチ・ニー４、代理人FIG. 1 is a graph showing the application of the method of the present invention to the so-called two-dimensional Fourier imaging method, and FIG. 2 is a graph showing the application of the method of the invention to the so-called projection reconstruction imaging method. 3N is a diagram showing the principle of forming an image in the projection re-41Q formation method, and FIG. 4 is a general state of the method of the present invention in a method of relatively shortening jHJ at the time of image formation required for medical diagnosis, for example. 5α and 5b are graphs showing the second and third application states of the method of the present invention which are similar to each other, and FIG. In the diagram showing ・Ruru. Procedural amendment (method) Showa (Year 2000) Chopsticks I + Application No. /2.1'Re No. 6, Relationship with the case of the person making the amendment Applicant's address name σ1 Denst 1 Shi / 77guso tl--' Noeach・Knee 4, Agent

Claims (1)

【特許請求の範囲】 （１）　ＭＮ、Ｒ核スピン映像化法を使用することにょ
シ、分析でれるべき原子核の核磁気共振ス被りトルの局
部的分布および（または）磁界に８ける異質性の局部的
な分布全決定する方法であって、１つのターゲットが１
つの磁界に配置される方法において、 （α）望了しくけ所謂９０’の励起パルスを使用するこ
とによジターゲット領域の核の励起を行ない、 Ｃｂ）　選択されたある期間だけ前記ターゲット領域に
おいて勾配金有する磁界を置き、 （ｃ）　スピン・エコーを生じるため、前記ターゲット
領域を望ましくは所ｇｌｔｓｏ’のパルスである第２の
励起パルスに曝し、 （ｄ′）前記ターケラト領域において、零とは異なりｉ
行真己笛１の磁界の加−ＰＩ／ｒ儲ｒ軍婦％　ｚｌ＞　
％　／　ＩＬ　Ｊｌつの成分を有する所謂読みの勾配で
ある磁界の勾配を置き、 （ｇ）　望ましくはサンプルが連続するサンプリング時
点における信号から拾われるようにその結果生じたスピ
ン・エコーを記録し、２つの連続するサンプリング時点
間の時間的間隔を設定し、その結果望ましくは前記の間
隔における前記の数値の勾配の時間の積分が一定となシ
、 （ト）誘起する核磁気共鳴信号が取上げられるサンプリ
ング時点の少なくともあるものが前記の第２の励起パル
スの切換え時点に対して変化するように、前述の工程（
α）乃至（６）のジ−タンスを反復する工程からなるこ
とを特徴とする方法。 （２）（α）その強さ、周波数８よび持続周期が、望１
しくけ前記ターゲットのある元素の同位元素が９０°だ
けスピンを行なう（所謂９０°のパルス）ように選択さ
れる交番する磁界に対して前記ターゲット領域し、これ
は第１の励起パルスと呼ばれ、Ｃｂ）　少なくとも１つ
の磁界の勾配を前記ターゲットにおいて切換えを行ない
、 （ｃ）第１の励起パルスの後ある第１の時間的遅れが経
過する時、その強き、周波数３よび持続周期が前に励起
されたターゲットの部分の核磁気が第２の励起パルスと
呼ばれる１８０°（所謂１８０゜パルス）だけスピンす
る如くである交番する磁界に対して前記ターゲラトラ曝
し、 （力　前記の第１の励起パルスの後ある第２の時間的遅
れが経過した時、前記ターゲットにおいて少なくとも１
つの磁界の勾配を切換え、（ｅ）　その結果生じるスピ
ン・エコーを記録し、（ト）その差がある最大および最
小の１１σの間で望ｔＬ＜は等距離において種々の反復
状態で交番するように、前記の最初３よび第２の時間的
遅れの埴を同時にリセットすることにより、所要の回数
だけ前記の工程（α）乃至（ｅ）のシーケンス全反復し
、Ｃｇ）　記録された核磁気信号がこの信号の周波数お
よび（丑たは）位相においてコード化された前記ターゲ
ットの核の密度分布についての情報を営むように、前記
磁界の勾配の値、例えば強さ、方向および時間に関する
積分値ヶそれ自体周知の方法でリセットすることによシ
所要の回数だけ前記工程（α）乃至（ト）のシーケンス
を反復する順序による工程からなることを特徴とする特
許請求の範囲第１項記載の方法。 （３）前記工程（ｇ）が工程ωの後に続いて最初に行な
われるように工程（ト）および（（７）によシ要求され
る反復工程を反対の順序で前記工程（α）乃至（ｇ）の
後に実施することを特徴とする特許請求の範囲第２項記
載の方法。 （４）前記の第１の時間的遅れの値がある最小値からあ
る最丈値まで、あるいはその反対に等しい間隔だけ変化
式せられ、前記の第２の時間的遅れの値が一定に保持き
れることを特徴とする特許請求の範囲第２項葦たはＷ；
３項に記載の方法。 （５）前記第１の励起パルスの間、前記勾配の方向に対
して直交するターゲン）ｔｉｌｔ域を対象物内で励起す
るため前記ターゲットにおいて切換えられる磁界勾配が
存在することを特徴とする特許請求の範囲第２項乃至第
４項のいずれかに記載の方法。 （６）前記第２の励起パルスの間、前記勾配の方向に対
して直交するターゲット領域を対象物内で励起するため
前記ターゲットに２いて切換えられる磁界勾配が存在す
ることを特徴とする特許請求の範囲第２項乃至第５項の
いずれかに記載の方法。 （７）（α）第１の磁界の勾配を前記ターゲット上に置
き、その周波数、振幅および持続周期が前記ターゲット
において励起された領域内で核磁気が望筐しくＩｄ、９
０°だけスピンする（所謂９０°パルス）ように選択は
れる第１の励起パルスに対して前記ターゲットを曝し、 （ｂ）　その時間的積分がある最大と最小の値開のある
所要の値をとるように第２のｃｌ′Ｂ、界の勾配を前記
ターゲット上に置き、その時間的積分がある値をとるよ
うに第８の磁界の勾配を前記ターゲット上に置き、 （ｃ）　第１のある時間的遅れの後、核磁気が望ましく
は１８０°にゎたってスピンする（所謂１８ｏ。 パルス）ようにその周波数、振幅および持続周期が選択
される第２の励起パルスに対し前記ターゲット領域を曝
し、 （ｄ′）その時間的積分がある最大と最小の値開の所要
の値をとるように前記の第２の磁界の勾配を前記ターゲ
ット上に置き、 （ｇ）　前記の第１の励起パルスの後ある第２の時間的
遅れが経過した時、前記ターゲットにおいて第３の磁界
の勾配を所要の値に置いて、その結果生じるスピン・エ
コーを記録し、 ω　その差がある最大および最小の値の間で望１しくは
等間隔だけ変化するように前記第１と第２の時間的遅れ
の値を同時にリセットすることによシ、所要の回数だけ
前記の工程（α）乃至（ｅ）のシーケンス全反復し〜 （ｇ）　その結果前記工程（カにおいて生成された前記
勾配の時間的積分と前記工程（ｂ）において生成された
前記勾配の時間的積分との間の差が望１しくはある最太
埴と最小１区の間で等しい間隔だけ変化するように、前
記工程（ｂ）および（ｄ）にぢいて投入でれた前記第２
の磁界の勾配の強芒および（丑たは）持続周期（、ＩＪ
上セツトることにょシ、前記工程（α）乃至■のシーケ
ンスを反復する工程からなることを特徴とする特許請求
の範囲第２項記載の方法。 （８）前記工程（ｇ）が工程（イ）の後に続いて最初に
行なわれるように工程Ｖ）および（ｇ）によシ要求され
る反復工程を反対の順序で前記工程（α）乃至Ｃｅ）の
後に実施することを特徴とする特許請求の範囲第７項記
載の方法。 （９）前記第２の時間的遅れが一定に保持でれることを
特徴とする特許請求の範囲第７項ぽたは第８項に記載の
方法。 （１０）前記第２の励起パルスの間に、前記第１の磁界
の勾配が所要の値に切換えられることを特徴とする特許
請求の範囲第７項乃至第９項のいずれかに記載の方法。 （１１）　前記第１の磁界の勾配が前記工程（ｂ）およ
び＜ｄ）においてその時間的積分間の差が前記励起事象
において生成されたスピン系の位相のずれを補償するよ
う作用する如き周期および値に切換えられること全特徴
とする特許請求の範囲第７項乃至第１０項のいずれかに
記載の方法。 図（α）第１の磁界の勾配を前記ターゲット上に置き、
その周波数、振幅２よび持続周期が前記ターゲットにお
いて励起された領域内で核磁気が望１しぐは９０°だけ
スピンする（所謂９０’パルス）ように選択される第１
の励起パルスに対して前記ターゲットを曝し、 （ｂ）前記ターゲット上に、ある強度およびある方向を
有するように第２の磁界の勾配′ｆ：置き、（ｃ）　前
記第１の励起パルスの後ある第１の時間的遅れが経過し
た時、前記ターゲット領域が望ましくは１８０°にわた
ってスピンする（所謂１８０゜パルス）ようにその周波
数、振幅および持続周期が選択でれる第２の励起パルス
に対し前記ターゲット領域を曝し、 （カ　前記第１の励起パルスの後ある第２の時間的遅れ
が２経過した時、前記ターゲットにおいて前記工程（ｂ
）と同じ方向を有する前記第２の磁界の勾配を切換え、
その結果生じるスピン・エコーを記録し、 （ｅ）　その差がある最小値からある最大値丑で望まし
くは等間隔だけ進むように前記第１と第２の時間的遅れ
の値を同時にリセットすることによシ、前記の工程（α
）乃至（ｄ）のシーケンス全反復し、（イ）極限の方向
間の角度が少なくとも１８０゜となるように前記第２の
磁界の勾配の方向を望ましくは同じ角度だけ変化させる
ことによシ、前記工程（ＣＬ）乃至（ｇ）のシーケンス
を反復する工程からなることを特徴とする特許請求の範
囲第２項記載の方法。 （ト）前記工程（α）乃至（ｄ）の後に、最初に前記工
程（ト）を次いで工程（ｇ）を実施することにより前記
工程（６）とＵ′）を反対の順序で要求する反復工程を
実施することを特徴とする特許請求の範囲第１２項記載
の方法。 （１４）前記第２の時間的遅れの値が一定に保持される
ことを特徴とする特許請求の範囲第１２項または第１３
項に記載の方法。 （ト）前記第２の励起パルスの間、前記第１の磁界の勾
配がその所要の値に切換えられることを特徴とする特許
請求の範囲第１２項乃至第１４項のいす加装記載の方法
。 明　スピン・エコーの記録に先立って、前記工程（ｂ）
および（力において、前記工程の間かかる勾配の時間的
間隔の差が前記第１と第２の励起事象において生成され
るスピン系の位相のずれを補償することができる如き周
期および値に前記第１の磁界の勾配が切換えられること
を特徴とする特許請求の範囲第１２項乃至第１５項のい
ずれかに記載の方法。 （１７）（α）その周波数、強さおよび持続周期が、望
１しくけ前記ターゲットのある元素の同位元素が９０°
だけスピンを行なう（所謂９０°パルス）ように選択さ
れる交番する磁界に対して前記ターゲットを曝し、これ
は第１の励起パルスと呼ばれ、＜ｂ＞　少なくとも１つ
の磁界の勾配を前記ターゲットにおいて切換えを行ない
、 （ｃ）　第１の励起パルスの後ある第１の時間的遅れが
経過する時、その強さ、周波数および持続周期が前に励
起されたターゲットの部分の核磁気が望フしくけ１８０
°だけスピンする（所謂１８０゜パルス）如くである父
番する磁界に対して前記り−ゲツトヲ曝し、これは第２
の励起パルスと呼ばれ、 （ｄ）前記の第１の励起パルスの後ある第２の時間的遅
れが経過した時、前記ターゲットに２いて少なくとも１
つ磁界の勾配を切換え、 （ｅ）望甘しくけ、ある固定数が存在しかつその間隔が
２つの連続するサンプリング時点間の期間中前記勾配の
時間的積分が一定となるように選択されたある個別のサ
ンプリング時点においである信号が拾われるように、そ
の結果化じたスピン・エコーを記録し、 Ｖ）信号の収集において使用はれた最初と最後のサンプ
リング時点間の時間的間隔がある最小と最大の値の間で
変化するように、前記工程（ｄ）において投入でれる磁
界の勾配の値を変化はぜることによシ、前記工程（α）
乃至Ｃｅ）のシーケンスを反復し、（（７）　記録され
た核（ａ気信号がその周波数および位相においてコード
化てれた前記ターゲットの核の密度分布についての情報
ヲ営むように、前記磁界の勾配の強で、方向３よび（葦
たは）時間的積分値をそれ自体周知の方法で変化はせる
ことにより所要の回数だけ前記工程のシーケンスを反復
する工程からなることを特徴とする特許請求の範囲第１
項記載の方法。 （ト）前記工程（ｇ）が最初に、次いで工程（イ）が行
なわれるように、工程（ト）および（ｇ）の実施を反対
の順序で前記工程（α）乃至（ｅ）の後に実施すること
を特徴とする特許請求の範囲第１７項記載の方法。 （１９）前記第２の時間的遅れの値が一定に保持される
ことを特徴とする特許請求の範囲第１７項または第１８
項に記載の方法。 （２０）信号の収集において使用されたサンプリング・
プロセスの初めから勘足される如きあるサンプリング時
点が、前記第２の励起パルスからある一定の期間の間隔
で保持てれることを特徴とする特許請求の範囲第１７項
乃至第１９項のいずれかに記載の方法。 （２１）前記第２の励起パルスの間にある磁界の勾配が
投入されることを特徴とする特許請求の範囲第１７項乃
至第２０項のいずれかに記載の方法。 （２２１信号の収集に先立ち、また第１と第２の励起パ
ルスの双方の後で、励起パルスの間生成されたスピン系
の位相のずれを取除くように磁界の勾配が投入されるこ
とを特徴とする特許請求の範囲第１７項乃至第２１項の
いずれかに記載の方法。 （２９ある磁界のスペクトル分布または強さ分布の決定
のため、前記の如き収集されまたは拾われた信号列が第
２の励起パルスとサンプリング時点間の時間的変化の方
向に３けるフーリエ変換の対象とされることを特徴とす
る特許請求の範囲前記各項のいずれかに記載の方法。 （２カ　前記の如くあるターゲットから収集された信号
が、必要に応じて、均一性その他の既知のターゲットか
ら映像化される信号に基づいて生成でれた映像によシ補
正されること全特徴とする特許請求の範囲前記各項のい
ずれかに記載の方法。 （２５１パラメータが変更式れる毎に、前記工程シーケ
ンスが最初にあるターゲットの部分的領域の１つにおい
て行なわれ、次いで最後の部分が各工程の対象となる間
その前に処理された核磁気が回復することを許されるよ
うに、順次後続の部分について行なわれることを特徴と
する特許請求の範囲前記各項のいずれかに記載の方法。 ｅ２６）　特殊な補正作用コイルがある磁界の異質性を
最少限度に抑える如き磁界を生成する電流が投入はれる
前記コイルを用いて例えば核スピンの映像化組立体即ち
ＮＭＲ式分光計に２いて一つの磁石の磁界の均一化のた
め使用される如き方法において、最初にある磁界の異質
性が均一性その他の既知の特性のターゲットによシマツ
ブをれ、前記コイルが必要とする電流はこのように得ら
れた情報によシ計算され、得られた値と一致する該電流
は手動によシあるいは補正コイルにおけるコンピュータ
制御に工って設定はれ、磁界の異質性の前記マツピング
は改善されたフリイ像力を達成するため、第２の励起パ
ルスとサンプリング時点間の間隔の前記の最大および最
小の持続周期ならびに交互の工程の長さおよび回数の如
き種々のマツピング・パラメータ金可能な範囲で変化さ
せることによシ、および（または）改善された位置に関
する解像力を達成するため、異なる方向からのターゲッ
トの照射回数、または異なる方向に８いて行なわれる位
相コード化工程の回数を変化させることによって所要の
回数だけ反復される特許請求の範囲前記各項のいずれか
において規定される方法を用いることを特徴とする特許
請求の範囲前記各項のいずれかに記載の方法。 （２７）　分析されるべきある量の材料が均一性その他
の既知の特性のターゲットに対しである位置に配置きれ
、第１の磁界の分布マツプが前記ターゲットから形成さ
れ、分析されるべき材料の位置または量が第１の磁界分
布マツプを形成するため前記ターゲットに対してリセッ
トテれ、得られた第１と第２のマツプが相互に比較でれ
、このように得られた磁界の値は前記ターゲットの（磁
化量の計算のため使用されることを特徴とする特許請求
の範囲第１項記載の材料の磁化状態を決定する方法。 （２（へ）前記の均一性その他の既知の特性のターゲッ
トに対する分析ａれるべき材料の前記位置の１つ、ｌた
は分析でれるべき材料の量の１つが、前記ターゲットの
領域内の前記材料の磁化状態ができるだけ小きくでれる
ことを特徴とする特許請求の範囲第２７項記載の方法。 Ｉ２９）人体の一部の如き生体物質の検査において、例
えば新陳代謝状態および（または）脂肪／非脂肪組織の
内１′容の近似法の実施のため水素、リン、ナトリウム
、カリウム、フッ素、炭素等間融となる元素の絶対また
は相対濃度の分析のため用いられる方法において、第１
と第２の時間的遅れを設けた必要な勾配工程数および必
要な再設定回数が最適の映像化時間８よび（または）最
適の空間的および（または）ス４クトル的解像力に従っ
て選択されることを特徴とする特許Ｈ青水の範囲第１項
乃至第２４項のいずれかに記載の方法。[Claims] (1) When using the MN, R nuclear spin imaging method, the local distribution of the nuclear magnetic resonance sheath of the atomic nucleus to be analyzed and/or the heterogeneity in the magnetic field. A method for determining the entire local distribution of
(a) excitation of the nuclei in the ditarget region by preferably using a so-called 90' excitation pulse; and Cb) in said target region for a selected period of time. (c) exposing said target region to a second excitation pulse, preferably a pulse of gltso', in order to produce spin echoes; (d') in said target region having a zero and different i
Addition of magnetic field of Yukimaki flute 1 - PI/r profit r military woman% zl>
(g) record the resulting spin echoes, preferably as samples are picked up from the signal at successive sampling instants; establishing a time interval between two successive sampling points, such that the time integral of the slope of said numerical value is preferably constant over said interval; the above-mentioned step (
A method comprising the steps of repeating the diatances α) to (6). (2) (α) Its strength, frequency 8 and duration period are as desired
The target region is exposed to an alternating magnetic field selected such that isotopes of certain elements in the target spin by 90° (so-called 90° pulses), this being called the first excitation pulse. , Cb) switching the gradient of at least one magnetic field at said target, and (c) when a first time delay elapses after the first excitation pulse, its intensity, frequency 3 and duration period are the same as before. Exposing the target to an alternating magnetic field such that the nuclear magnetism of the excited part of the target spins by 180° (so-called 180° pulse) called a second excitation pulse; When a second time delay has elapsed after , at least 1
(e) record the resulting spin echoes, and (g) make the difference between the maximum and minimum 11σ such that the desired tL< is alternating in various iterations at equal distances. Then, the entire sequence of steps (α) to (e) is repeated as many times as required by resetting the first three and second time-delayed cells at the same time, and Cg) the recorded nuclear magnetic signal is The value of the gradient of the magnetic field, e.g. the integral value with respect to intensity, direction and time, carries information about the density distribution of the nuclei of the target encoded in the frequency and (or) phase of this signal. A method according to claim 1, characterized in that it comprises the steps of repeating the sequence of steps (α) to (g) as many times as required by resetting in a manner known per se. . (3) The repeating steps required by steps (g) and (7) are carried out in the opposite order from steps (α) to () so that step (g) is performed first following step ω. The method according to claim 2, characterized in that the method is carried out after (4) the value of said first time delay from a certain minimum value to a certain maximum value, or vice versa. Claim 2, characterized in that the equation is varied by equal intervals, and the value of the second time delay can be kept constant;
The method described in Section 3. (5) During the first excitation pulse, there is a magnetic field gradient that is switched in the target to excite a tilt region in the object orthogonal to the direction of the gradient. The method according to any one of items 2 to 4. (6) During the second excitation pulse, there is a magnetic field gradient that is switched across the target to excite a target region within the object orthogonal to the direction of the gradient. The method according to any one of items 2 to 5. (7) (α) Place a first magnetic field gradient on the target whose frequency, amplitude and duration are such that nuclear magnetism is desired within the excited region in the target, Id, 9
(b) exposing said target to a first excitation pulse selected to spin by 0° (a so-called 90° pulse); (c) placing a second field gradient on said target such that the first After a certain time delay, the target area is exposed to a second excitation pulse whose frequency, amplitude and duration are selected such that the nuclear magnetism spins preferably through 180° (a so-called 18o pulse). , (d') placing a gradient of said second magnetic field on said target such that its time integral takes the required value between certain maximum and minimum values; (g) said first excitation pulse; When a second time delay has elapsed after ω, place the gradient of a third magnetic field at the target at the desired value and record the resulting spin echoes, with the difference between the maximum and minimum ω. Steps (a) to (e) as many times as required by simultaneously resetting the values of said first and second time delays such that they vary preferably by equal intervals between the values. (g) so that the difference between the temporal integral of the gradient generated in step (f) and the temporal integral of the gradient generated in step (b) is desired. The second layer input in steps (b) and (d) is changed by an equal interval between the thickest layer and the smallest layer.
The intensity and (or) duration period of the magnetic field gradient (, IJ
3. The method according to claim 2, further comprising the step of repeating the sequence of steps (α) to (2). (8) The repeating steps required by steps V) and (g) are carried out from steps (α) to Ce in the opposite order such that step (g) is performed first following step (a). 8. The method according to claim 7, characterized in that the method is carried out after the step .). 9. A method according to claim 7 or claim 8, characterized in that said second time delay is kept constant. (10) The method according to any one of claims 7 to 9, characterized in that during the second excitation pulse, the gradient of the first magnetic field is switched to a required value. . (11) A period in which the gradient of the first magnetic field acts in steps (b) and <d) such that the difference between its temporal integrals compensates for the phase shift of the spin system generated in the excitation event. 11. A method according to any one of claims 7 to 10, characterized in that the method is switched to a value of . Figure (α) placing a first magnetic field gradient on the target;
A first pulse whose frequency, amplitude and duration are selected such that in the excited region of the target the nuclear magnetism spins by as much as 90° (so-called 90' pulse).
(b) placing a gradient of a second magnetic field having an intensity and a direction on the target; (c) after the first excitation pulse; for a second excitation pulse, the frequency, amplitude and duration of which are selected such that, when a certain first time delay has elapsed, the target region spins preferably through 180° (so-called 180° pulse); exposing a target region (b) to the step (b) on the target when a second time delay of 2 elapses after the first excitation pulse;
) switching the gradient of the second magnetic field having the same direction as
recording the resulting spin echo; (e) simultaneously resetting the values of said first and second time delays so that the difference advances from a certain minimum value to a certain maximum value, preferably by equal intervals; Yes, the above process (α
) to (d) by repeating the entire sequence, (a) varying the direction of the gradient of said second magnetic field, preferably by the same angle, such that the angle between the extreme directions is at least 180°; 3. A method according to claim 2, comprising the step of repeating the sequence of steps (CL) to (g). (g) Repetition requiring said steps (6) and U') in the opposite order by first performing said step (g) and then step (g) after said steps (α) to (d). 13. A method according to claim 12, characterized in that the steps are carried out. (14) Claim 12 or 13, characterized in that the value of the second time delay is held constant.
The method described in section. (g) During the second excitation pulse, the gradient of the first magnetic field is switched to its required value. . Bright: Prior to recording the spin echo, the step (b)
and (in force) the period and value such that the difference in time interval of such gradient during said step can compensate for the phase shift of the spin system generated in the first and second excitation events. 16. A method according to any one of claims 12 to 15, characterized in that the gradient of the magnetic field of 1 is switched. The isotope of a certain element in the target is 90°
exposing the target to alternating magnetic fields selected to cause the target to spin (so-called 90° pulses), this is called the first excitation pulse, and applying at least one magnetic field gradient in the target. (c) when a first time delay elapses after the first excitation pulse, the intensity, frequency and duration of the nuclear magnetism in the previously excited portion of the target reaches the desired level; Kuke 180
The above target is exposed to a magnetic field that spins by 180° (a so-called 180° pulse);
(d) when a certain second time delay has elapsed after said first excitation pulse, said target has at least 2 and at least 1
(e) Desirably, there is a fixed number and the interval is selected such that the time integral of said gradient is constant during the period between two successive sampling points; such that a signal is picked up at a discrete sampling point, so that the resulting spin echo is recorded; and V) there is a time interval between the first and last sampling point used in the acquisition of the signal. said step (α) by varying the value of the gradient of the magnetic field input in said step (d) so that it varies between a minimum and a maximum value;
repeating the sequence of (7) the magnetic field such that the recorded nuclear (a) signal carries information about the density distribution of the target nucleus encoded in its frequency and phase. A patent claim characterized in that it consists of repeating the sequence of steps as many times as required by varying the direction 3 and the temporal integral in a manner known per se, with a strong gradient. range 1
The method described in section. (g) Perform steps (g) and (g) in the opposite order after steps (α) to (e), such that step (g) is performed first and then step (b). 18. The method according to claim 17, characterized in that: (19) Claim 17 or 18, characterized in that the value of the second time delay is held constant.
The method described in section. (20) Sampling used in signal acquisition
Claims 17 to 19, characterized in that certain sampling points, as counted from the beginning of the process, are kept at intervals of a certain period from said second excitation pulse. The method described in. (21) A method according to any one of claims 17 to 20, characterized in that a certain magnetic field gradient is introduced during the second excitation pulse. (Prior to the acquisition of the 221 signal and after both the first and second excitation pulses, a magnetic field gradient is introduced to remove the phase shift of the spin system generated during the excitation pulses. 29. A method according to any one of claims 17 to 21, characterized in that for the determination of the spectral distribution or intensity distribution of a certain magnetic field, the collected or picked up signal train is A method according to any one of the preceding claims, characterized in that the second excitation pulse and the sampling instant are subjected to a Fourier transform in the direction of the temporal change. The claimed invention is characterized in that a signal collected from a certain target is corrected, if necessary, by an image generated based on a signal imaged from a known target, such as uniformity, etc. Scope: A method according to any of the preceding clauses. A method according to any one of the preceding claims, characterized in that the method is carried out on successive sections in such a way that the previously treated nuclear magnetism is allowed to recover.e26) For example, a nuclear spin imaging assembly, i.e., an NMR spectrometer, can be constructed using two magnets, each of which has a special correction effect coil, in which a current is applied to generate a magnetic field that minimizes the heterogeneity of the magnetic field. In methods such as those used for the homogenization of magnetic fields, some magnetic field inhomogeneity is first combined with a target of homogeneity or other known properties, and the current required by the coil is thus obtained. The current, which corresponds to the value obtained and calculated by the information obtained, is set manually or by means of computer control in the correction coil, and the mapping of the magnetic field heterogeneity results in improved free image power. In order to achieve this, various mapping parameters such as the maximum and minimum duration period of the interval between the second excitation pulse and the sampling time and the length and number of alternating steps may be varied within the possible range. and/or as many times as required by varying the number of irradiations of the target from different directions or the number of phase encoding steps performed in different directions. A method according to any of the preceding claims, characterized in that the method as defined in any of the preceding claims is used. (27) A quantity of material to be analyzed is placed in a position with respect to a target of uniformity or other known properties, and a first magnetic field distribution map is formed from said target to determine the distribution of the material to be analyzed. The position or amount is reset relative to said target to form a first magnetic field distribution map, the first and second maps obtained are compared with each other, and the value of the magnetic field thus obtained is compared to said target. A method for determining the magnetization state of a material according to claim 1, characterized in that the method is used for calculating the amount of magnetization of a target. one of the locations of the material to be analyzed on the target, or one of the quantities of material to be analyzed, is characterized in that the magnetization state of the material in the area of the target is made as small as possible The method according to claim 27. I29) In the examination of biological materials such as parts of the human body, for example for carrying out methods for approximating the metabolic state and/or the content of adipose/non-adipose tissues. , phosphorus, sodium, potassium, fluorine, carbon, etc., in the method used for the analysis of the absolute or relative concentration of elements such as phosphorus, sodium, potassium, fluorine, carbon, etc.
and a second time delay, the required number of gradient steps and the required number of resettings are selected according to the optimal imaging time and/or the optimal spatial and/or spatial resolution. The method according to any one of claims 1 to 24 of the scope of Patent H Seishui, characterized by: