JPS6179147A - Nmr image device - Google Patents

Abstract

PURPOSE:To shorten a scanning time by placing magnetism entirely inside and outside a slice surface in a thermally balanced state forcibly and accurately when a sequence for one view is finished. CONSTITUTION:A control circuit 2 flows a current to a static magnetic field coil 1 to apply a static magnetic field to an object body, and in this state a controller 20 flows a current to a slanting magnetic field coil 3 through a control circuit 4 to apply a slanting magnetic field. Further, a nuclear magnetic resonance signal obtained from a detection coil 18 is inputted to a computer 13 through a preamplifier 9, phase detector 10, and wave memory 11 and processed as specified to form a tomographic image. Then, the coil for the slanting magnetic field consists of coils for an X-axial, a Y-axial, and a Z-axial slanting magnetic field, and proper currents are flowed through those coils when a sequence for one view is completed, thereby placing magnetism entirely inside and outside the slice surface in the thermally balanced state.

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は１核磁気共鳴（ｎｕｃｌｅａｒ　ｍａｇｎｅｔ
ｉｃ　ｒｅｓ−ｏｎａｎｃｅ　）　（以下これを「田」
と略称する）現象を利用して、被検体内における特定原
子核分布等を被検体外部より知るようにしたＮＭＲ１ｉ
ｉｉｉ像装置に関するものである。特に１医療用装置に
適するＮＭＲ画像装置の改良に関する０ 〔従来の技術〕 ＮＭＲ画像装置は、生体（通常は患者）をある磁場中に
かく。そして、生体に所定のパルス状の電磁波を印加し
、生体を構成している各種の原子の中で、対象とする特
定の原子核のみを励起する。[Detailed Description of the Invention] [Industrial Application Field] The present invention relates to nuclear magnetic resonance (nuclear magnetic resonance).
ic res-onance) (hereinafter referred to as ``田'')
NMR1i utilizes the phenomenon (abbreviated as ) to know the distribution of specific atomic nuclei inside the specimen from outside the specimen.
iii. relates to an imaging device. 0 Related to Improvements in NMR Imaging Apparatus Particularly Suitable for Medical Apparatus 1 [Prior Art] An NMR imaging apparatus places a living body (usually a patient) in a magnetic field. Then, a predetermined pulsed electromagnetic wave is applied to the living body to excite only a specific atomic nucleus of interest among the various atoms that make up the living body.

いったん励起された原子核は、再びもとのエネルギー状
態に復帰するが、このとき、外部に、吸収したエネルギ
ーを電磁波として放出する。■画像装置では、この放出
される磁界をコイルで検出する。この検出信号が核磁気
共鳴信号（ＮＭＲ信号・・・エラー信号とＦＩＤ信号（
ｆｒｅｅ　１ｎｄｕｃｔｉｏｎ　ｄｅｃａｙ　）とかあ
る）と言われ、対象とする原子核について種々の情報を
含んでいる。顯画儂装置は、これを解析し、生体の一部
を断層画像として映像化し、生体の診察、治療等に役立
てる装置である。Once excited, the atomic nucleus returns to its original energy state, but at this time it emits the absorbed energy to the outside as electromagnetic waves. ■In the imaging device, this emitted magnetic field is detected by a coil. This detection signal is a nuclear magnetic resonance signal (NMR signal... error signal and FID signal (
It is also called free 1induction decay) and contains various information about the target atomic nucleus. The ink painting device is a device that analyzes this and visualizes a part of the living body as a tomographic image, which is useful for diagnosis, treatment, etc. of the living body.

初めにｍの原理について概略を説明する。First, the principle of m will be briefly explained.

原子核は、陽子と中性子とからなっておシ、これらは全
体として、核スピン角運動１工で回転（自転）している
と見なされる０ １／Ｅ２図は、水素の原子核（Ｈ）を示したもので、（
イ）に示すように１個の陽子Ｐからなり、スピン量子数
１７２で表わされる回転をしている。陽子Ｐは、（ロ）
Ｋ示すように正の電荷ｅを持つているので、原子核の回
転に従い、磁気モーメントμが生じ、一つ一つの水素の
原子核は、それぞれ小さな磁石と見なせる。The atomic nucleus consists of protons and neutrons, and these as a whole are considered to be rotating (rotating) with a nuclear spin angle of 1 degree. The 0 1/E2 diagram shows the hydrogen nucleus (H). (
As shown in (b), it consists of one proton P and rotates as expressed by a spin quantum number of 172. Proton P is (b)
Since it has a positive charge e as shown in K, a magnetic moment μ is generated as the nucleus rotates, and each hydrogen nucleus can be regarded as a small magnet.

第３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、水素等の場合は、微小磁石の方向（磁気モーメ
ントの向き）は（ロ）に示すようにランダムであって、
全体として磁化は見られない。Figure 3 is an explanatory diagram schematically showing this point. In a ferromagnetic material such as iron, the directions of these micromagnets are aligned as shown in (a), and magnetization is observed as a whole. . On the other hand, in the case of hydrogen, etc., the direction of the micromagnets (the direction of the magnetic moment) is random as shown in (b),
No magnetization is seen as a whole.

ここで、このような物質に２方向の静磁場Ｈ８を印加す
ると、各原子核がＨ８の方向に揃う。Here, when a static magnetic field H8 in two directions is applied to such a substance, each atomic nucleus is aligned in the direction of H8.

第４図（イ）は水素原子核について、この様子を示した
ものである。水素原子核のスピン量子数は１／２である
から、第４図（ロ）に示すように、−１／２と＋１／２
の２つのエネルギー順位に分かれる０２つのエネルギー
順位間のエネルギー差ΔＥは、（１）式で表わされる。Figure 4 (a) shows this situation for a hydrogen nucleus. Since the spin quantum number of a hydrogen nucleus is 1/2, as shown in Figure 4 (b), -1/2 and +1/2
The energy difference ΔE between the two energy ranks divided into two energy ranks is expressed by equation (1).

Δ８＝γＢ　ＨＯ（１） ｒ：磁気回転比（原子核種ととに固有の定数）ｊｌ：ｈ
／２π ｈニブランク定数 μＸ　Ｈａ なる力が加わるので、原子核は、２軸の回シを（２）式
で示すような角速度ωで歳差運動（みそすシ運動）をす
る。Δ8=γB HO (1) r: gyromagnetic ratio (constant specific to atomic nuclide) jl: h
Since a force of /2π h with a blank constant μX Ha is applied, the atomic nucleus precesses along two axes at an angular velocity ω as shown in equation (2).

ω＝γＨｏ（ラーモア角速度）（２） 即ち、原子核の種類ごとに、それぞれ異なったラーモア
角速度ωで歳差運動をしている。ω=γHo (Larmor angular velocity) (2) That is, each type of atomic nucleus precesses at a different Larmor angular velocity ω.

このように静磁場Ｈ８中におかれた生体に、例えばラー
モア角速度ω１に対応した周波数（ｆ１＝ω１／２π）
（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順位に遷移する。For example, a frequency corresponding to Larmor angular velocity ω1 (f1=ω1/2π) is applied to a living body placed in a static magnetic field H8.
It absorbs the energy corresponding to the energy difference ΔE shown by equation (1) and transitions to a higher energy rank.

ここで、通常、生体は複数種類の原子核で構成されてい
るが、静磁場ＩＩｏの環境下で、印加された周波数ｆ□
の電磁波と共鳴する原子核は、１種類のみである。従っ
て、生体に印加する静磁場Ｈ８の強さと１印加する周波
数ｆとを選択することによシ、特定の種類の原子核の共
鳴のみを取出すことかできる。Here, living organisms are usually composed of multiple types of atomic nuclei, but under the environment of the static magnetic field IIo, the applied frequency f□
There is only one type of atomic nucleus that resonates with the electromagnetic waves. Therefore, by selecting the strength of the static magnetic field H8 applied to the living body and the applied frequency f, it is possible to extract only the resonance of a specific type of atomic nucleus.

ここで共鳴の強さを測定すれば、原子核の存在量を知る
ことができる。また、高い順位へ励起された原子核は、
共鳴後、緩和時間と呼ばれる時定数で定まる時間の後に
、低い順位へ戻る。このとき、吸収したエネルギーを外
部へ放出するので、共鳴の強さの時間的変化を測定すれ
ば、以下に述べろ時間を知ることができる。By measuring the strength of the resonance, we can determine the amount of nuclei present. In addition, the atomic nucleus excited to a higher order is
After resonance, it returns to a lower rank after a time determined by a time constant called relaxation time. At this time, the absorbed energy is released to the outside, so by measuring the temporal change in the strength of the resonance, the time can be determined as described below.

緩和時間は、スピン−格子緩和時間（縦緩和時間）Ｔ□
と、スピン−スピン緩和時間（横緩和時間）Ｔ２とに分
類される。この緩和時間を観測することによシ物質分布
のデータを得ることができる。一般に固体では、横緩和
時間Ｔは短く核磁気共鳴で得たエネルギーは、まずスピ
ン系に行渡ってから、格子系に移って行く。従うて、縦
緩和時間Ｔ□は、Ｔ２に比べて著しく大きい。これに対
して、液体では分子が自由に運動しているので、スピン
同士と、スピンと分子系（格子）とのエネルギー交換の
起シやすさは同程度である。従うて時間Ｔ□とＴ２はほ
ぼ等しい値になる。The relaxation time is spin-lattice relaxation time (longitudinal relaxation time) T□
and spin-spin relaxation time (transverse relaxation time) T2. By observing this relaxation time, data on material distribution can be obtained. In general, in solids, the transverse relaxation time T is short and the energy obtained by nuclear magnetic resonance is first distributed to the spin system and then transferred to the lattice system. Therefore, the longitudinal relaxation time T□ is significantly larger than T2. On the other hand, in a liquid, molecules move freely, so the ease of energy exchange between spins and between spins and the molecular system (lattice) is about the same. Therefore, the times T□ and T2 have approximately equal values.

特に時間Ｔよけ、各化合物の結合の仕方に依存している
時定数であシ、正常組織と悪性腫瘍とでは、値が大きく
異なることが知られている。In particular, it is known that the time constant T, which is a time constant that depends on the way each compound binds, differs greatly between normal tissues and malignant tumors.

ここでは、水素原子核（１Ｔ１）について説明したが、
この他にも核スピン角運動量をもつ原子核で同様の測定
を行なうことが可能であ）、リン原子核（３１ｐ）、炭
素原子核（１３ｃ）、ナトリウム原子核（２３Ｎａ）等
に適用可能である◇ このように％　　ＮＭＨによって、特定原子核の存在量
及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種々の化学的情報を得ることによ
シ、被検体内に種々の検査を行なうことができる。Here, we have explained the hydrogen nucleus (1T1), but
It is also possible to perform similar measurements with other atomic nuclei with nuclear spin angular momentum), and it is applicable to phosphorus nuclei (31p), carbon nuclei (13c), sodium nuclei (23Na), etc.◇ % NMH enables the measurement of the abundance of specific atomic nuclei and their relaxation times, so by obtaining various chemical information about specific atomic nuclei within a substance, it is possible to perform various tests inside the subject. I can do it.

従来よシ、このような田現象を利用して、被検体の組織
に関する画像を得るＰＲ法（ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎｒｅ
ｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ　ｍｅｔｈｏか０投影後元法
とも言う）によるＮＭＲ画像装置がある。このＰＲ法に
よる像再構成の原理は、Ｘ線ＣＴ装置と纜ぼ同様の原理
である。Conventionally, the PR method (projection recording method) utilizes this phenomenon to obtain images of the tissue of a subject.
There is an NMR imaging apparatus based on the construction method (also referred to as the 0-projection method). The principle of image reconstruction using this PR method is almost the same as that of an X-ray CT apparatus.

まず被検体の体軸方向（茎軸方向）に勾配磁場をかけて
、仮想輪切シ部分（２軸に垂直な面）のプロトンを励起
する。断層面として被検体の体軸に直交する面をとるよ
うに説明するが、勾配磁場を変えることＫより任意の面
を画像化することが出来る。次に、ｘ＃７方向にそれぞ
れ勾配磁場をかけ、この状態でＮＭＲ信号を検出し、Ｘ
、７の合成勾配磁場と直角方向へのプロジェクタ１ノを
得る。そして、Ｘ＋７の合成勾配磁場の値を変える動作
を繰シ返し、これに対応する現信号を得て、各々ツーで
、被検体の像を再構成する手法がＰＲ法である。First, a gradient magnetic field is applied in the body axis direction (stem axis direction) of the subject to excite protons in the virtual cross section (plane perpendicular to the two axes). Although it will be explained that a plane perpendicular to the body axis of the subject is taken as the tomographic plane, any plane can be imaged by changing the gradient magnetic field. Next, a gradient magnetic field is applied in the x#7 direction, the NMR signal is detected in this state, and the
, 7, and a projector 1 in a direction perpendicular to the composite gradient magnetic field of 7 is obtained. The PR method is a method of repeating the operation of changing the value of the composite gradient magnetic field of X+7, obtaining a corresponding current signal, and reconstructing the image of the subject each time.

第５図は、このＰＲ法による従来装置の検査手法の一例
を説明するための動作波形図である。FIG. 5 is an operational waveform diagram for explaining an example of an inspection method for a conventional device using this PR method.

初めに、二軸方向に平行で一様な強さの静磁場Ｈｏ中に
配置した被検体へ、第５図（ロ）に示すように２勾配磁
場Ｇｚ　　と、（イ）Ｋ示すように狭い周波数スペクト
ルｆｊの高周波パルス、即ち、旺パルス（９０’パルス
）を印加する。First, two gradient magnetic fields Gz as shown in Figure 5 (b) and a narrow gradient magnetic field as shown in (a) K are applied to the subject placed in a static magnetic field Ho parallel to two axes and of uniform strength. A high frequency pulse having a frequency spectrum fj, that is, a high frequency pulse (90' pulse) is applied.

生体の２軸方向（体軸方向）には、勾配磁界Ｇｚが印加
されておシ、プロトンは、磁界の強さに比例した周期で
歳差運動をしている。ここで２軸の成る位置（Ｈ０＋Δ
Ｇｚ　）における断面部だけは、印加され九Ｕパルスの
周波数（町＝２πｒ、）と同一のラーモア角速度 ωｊ＝ｒ（Ｈｏ＋２０ｇ） で歳差運動をしている。ａりて、この周波数を中心周波
数とする近傍の角速度で歳差運動をしているプロトンだ
けが励起される。即ち、２軸方向の勾配磁場Ｇｚは、生
体のスライス面位置決定のために作用する。そして励起
されたプロトンの磁化Ｍを、第６図（イ）Ｋ示すような
角速度ωｊで回転する回転座標系上に示せば、ｙｌ軸方
向に９００向きを変えたものとなる。A gradient magnetic field Gz is applied in two axial directions (body axis direction) of the living body, and the protons precess at a period proportional to the strength of the magnetic field. Here, the position of the two axes (H0+Δ
Only the cross section at Gz) precesses at the same Larmor angular velocity ωj=r (Ho+20g) as the frequency of the applied 9U pulse (T=2πr,). Therefore, only protons that are precessing at an angular velocity in the vicinity of this frequency as the center frequency are excited. That is, the gradient magnetic field Gz in two axial directions acts to determine the position of the slice plane of the living body. If the magnetization M of the excited proton is shown on a rotating coordinate system rotating at an angular velocity ωj as shown in FIG.

続いて、第５図（ハ）、に）に示すようにＸ勾配磁場Ｇ
ｘとｙ勾配磁場Ｑｙを同時に加える。この２つの勾配磁
場によシ合成の２次元勾配磁場を作シ、この環境下で（
ホ）Ｋ示すような現信号を検出する。ここで、磁化Ｍは
、第６図（ロ）に示すように、磁場の不均一性によって
、ｘｌ−７１面内で矢印方向に次第に分散しているので
、やがて現信号は減少し、第５図（ホ）に示すように時
間Ｔｓを経過して無くなる〇このようＫして得られた現
信号を７−リエ変換すれば、Ｘ勾配磁場ＧｘＸｙ勾配磁
場ａｙにょシ合成された勾配磁場と直角方向へのプロジ
ェクシｌンとなる。その後、所定の時間Ｔｄだけ待って
、上述と同様の動作にて、次のシーケンスを繰返す。各
シーケンスにおいては、Ｇｘ、Ｇｙの値を少しずつ変え
、合成勾配磁界の向きをいろいろＫとる。これによって
、各グロジェクシ１ノに対応するＮＭＲ信号を被検体の
数多くの方向について求めることができる。Next, as shown in Figure 5 (c) and d), the X gradient magnetic field G
Apply x and y gradient magnetic fields Qy simultaneously. A synthetic two-dimensional gradient magnetic field is created by these two gradient magnetic fields, and under this environment (
e) Detect a current signal as shown by K. Here, as shown in FIG. 6(b), the magnetization M is gradually dispersed in the direction of the arrow in the xl-71 plane due to the non-uniformity of the magnetic field, so the current signal eventually decreases and the 5th As shown in the figure (e), it disappears after time Ts. If the current signal obtained by K is subjected to 7-lier transform, the X gradient magnetic field Gx It becomes a projection in the direction. Thereafter, after waiting for a predetermined time Td, the next sequence is repeated in the same manner as described above. In each sequence, the values of Gx and Gy are changed little by little, and the direction of the composite gradient magnetic field is varied. As a result, NMR signals corresponding to each globulin can be obtained in many directions of the subject.

このような動作をなす従来装置忙おいては、第５図にお
いて、ＮＭＲ８号が無く々るまでの時間Ｔｓは、１０〜
２０　ｍｓであるが、次のシーケンスに移るまでの所定
時間Ｔｄは、縦緩和時間Ｔ□のため１ｓｅｃ程度は必要
となる。それゆえに、一つの被検体断面を、例えば１２
８プロジエクシ曹ンで再構成するものとすれば、その測
定には少なくとも２分以上の長い時間を必要とし、高速
化を実現する際の大きな障害の一つとなりている◇ このような障害を屏決すぺ＜、田分析計用に提案されて
いる公知技術ＣＤＥＦＴ法：ｄｒｉｖｅｎ　ｅｑｕｉｌ
ｉｂ−ｒｉｕｍ　ｆｏｕｒｉｅｒ　ｔｒａｎｓｆｏｒｍ
　）を利用して、高速のＮＭＨな欠点がある。結論とし
ては、ＮＭＲ画像装置ＤＥＦ’ｒ法を用いることは、不
適切である。なお、ＮＭＲＩＮ像装置にＤＥＦＴ法を使
用するとした公知技術例はない。In a conventional device operating in this manner, as shown in FIG. 5, the time Ts until NMR No. 8 runs out is 10~
Although it is 20 ms, the predetermined time Td until moving to the next sequence is about 1 sec because of the longitudinal relaxation time T□. Therefore, one object cross section can be divided into, for example, 12
If reconstruction is to be performed using an eight-prong system, the measurement requires a long time of at least two minutes, which is one of the major obstacles to achieving high speed. Known technology CDEFT method proposed for field analyzer: driven equil
ib-rium fourier transform
), it has the disadvantage of high speed NMH. In conclusion, it is inappropriate to use the NMR imager DEF'r method. Note that there is no known technology example that uses the DEFT method in an NMRI imager.

この■分析計用に提案されているＤＥＦＴ法は、（「パ
ルス及びフーリエ変換ＮＭＲＪ７アラー、べ、カー著：
吉岡書店）に記載されている。このＤＥＦＴ　法は高速
化のためのパルスシーケンスで１、（９０６Ｘ　　・ｔ
”　・−１８０°５’　　＝　ｒ−ＦｊＯ’　−ｘ−Ｔ
ｄ　）”で構成されるものである。このＤＥＦＴ法で２
次元のイメージングを行なう場合、９０＠パルスは、選
択励起法（勾配磁場を同時に印加）を用いて特定のスラ
イス面内だけを励起するが、これについては問題はない
。The DEFT method proposed for this ■ analyzer is based on the method ("Pulse and Fourier Transform
Yoshioka Shoten). This DEFT method uses a pulse sequence of 1, (906X ・t
” ・-180°5' = r-FjO' -x-T
d)”. With this DEFT method, 2
When performing dimensional imaging, the 90@ pulse excites only a specific slice plane using a selective excitation method (simultaneously applying a gradient magnetic field), but there is no problem with this.

しかし、１８０＠パルスは選択と非選択励起の両方が考
えられる。However, the 180@ pulse can be considered for both selective and non-selective excitation.

第１２図は第１の９０＠パルスの直前の２軸上の磁化Ｍ
ｚのスライスの厚さ方向の分布をＢｌｏｃｈの方程式を
用いて、計算機でシミエレーシ１ノした結果を示したも
のである。ここでは、選択励起するため９０’パルスは
ガウシアン変調しである。これは、生体の平均的Ｔ□、
　Ｔ２及びＴｒ　ｍ　１．００　ｍｓ　（繰り返し時間
）を用いて計算したものである。馳は、パルスシーケン
スを実行する前のＭｚを１としていて、Ｍｚの大きさは
、■信号強度に対応している。Figure 12 shows the magnetization M on the two axes just before the first 90 @ pulse.
This figure shows the result of simulating the distribution of z in the thickness direction of the slice using a computer using Bloch's equation. Here, the 90' pulse is Gaussian modulated for selective excitation. This is the average T□ of a living organism,
It was calculated using T2 and Tr m 1.00 ms (repetition time). In this case, Mz before executing the pulse sequence is set to 1, and the magnitude of Mz corresponds to the signal strength.

（ａ）　　ＤＥＦＴ法の非選択の１８０＠パルスの場合
、第１２図の電点鎖線ムに示すように、スライス面外の
’Ｍｚが非常に小さくなってしまう。(a) In the case of the non-selected 180 @ pulse of the DEFT method, 'Mz outside the slice plane becomes extremely small, as shown by the dashed dotted line in FIG.

一般に、パルスシーケンスの待ち時間Ｔａ２間に、他の
複数のスライス面に対して同一なパルスシーケンスを順
次はどこし、その間の十分に長いＴｄのため、−がでよ
縦緩和して大きくなってから、最初のスライス面の次の
ど＆　−（ｖｉｅｗ　）を行なうというマルチスライス
法が行なわれている。これはＮＭＲ信号（Ｍｚの大きさ
）の減少をなくして、同時に複数面のデータが得られる
ため、疑似高速法として効果的である。しかし、マルチ
スライス法は、スライス面外のＭｚが、他のスライス面
励起の影響を受けずに１大きいことが条件となる。Generally, during the waiting time Ta2 of a pulse sequence, the same pulse sequence is sequentially applied to multiple other slice planes, and because the interval Td is sufficiently long, - becomes larger due to longitudinal relaxation. A multi-slice method is used in which the next &-(view) of the first slice plane is performed. This is effective as a quasi-high speed method because it eliminates the decrease in the NMR signal (magnitude of Mz) and allows data on multiple planes to be obtained simultaneously. However, the multi-slice method requires that Mz outside the slice plane be 1 larger without being influenced by excitation of other slice planes.

このような条件から見ると、非選択の１８０°パルスを
用いたＤＥＦＴ法では、スライス面外の馳が小さくなっ
てしまうためマルチスライス法を併用できない欠点があ
る。実際のスライス形状は、第１２図のＭｚにスライス
形状の関数（ここではガウシアン形）を乗じたものとな
り、それを第１３図に示す。Under these conditions, the DEFT method using non-selected 180° pulses has the drawback that the multi-slice method cannot be used in combination because the edges outside the slice plane become small. The actual slice shape is obtained by multiplying Mz in FIG. 12 by a function of the slice shape (in this case Gaussian shape), which is shown in FIG. 13.

（ｂ）　　ＤＥＦＴ法の選択励起の１８０　’パルスの
場合、第１２図の鎖線Ｂに示すように、Ｍｚはスライス
面外では大きいので問題ない。しかし、第１３図では）
スライス形状が５つの山状となることが欠点となる。(b) In the case of a 180' pulse for selective excitation in the DEFT method, as shown by the chain line B in FIG. 12, Mz is large outside the slice plane, so there is no problem. However, in Figure 13)
The disadvantage is that the slice shape is five mountain-like.

これは、スライス境界の磁化Ｍが選択励起の１８０　’
パルスの際、複雑な動作をするため各ＭＯベクトル方向
がばらばらになり、結果として信号が減少するためであ
る。This means that the magnetization M at the slice boundary is 180′ of selective excitation.
This is because during the pulse, the MO vector directions become different due to the complicated operation, and as a result, the signal decreases.

以上のように公知の技術であるＤＥＦＴ法をそのままＮ
ＭＲ画像装置に使用することは、不適切である〇〔解決
しようとする問題点〕 本発明は、以上のような従来のＰＲ法によるＮＭＲ画像
装置が有していた、応答性の悪さを改善し、得られる画
像の質を落さずにスキャンタイムを短縮し、更にマルチ
スライス法で高速化を図ったＮＭＲ画像装置を提供する
ことを目的とする。As mentioned above, the DEFT method, which is a well-known technique, can be used as it is with N
It is inappropriate to use it in an MR imaging device〇 [Problem to be solved] The present invention improves the poor responsiveness of the NMR imaging device using the conventional PR method as described above. However, it is an object of the present invention to provide an NMR imaging apparatus that shortens scan time without degrading the quality of images obtained, and further increases speed by using a multi-slice method.

〔問題点を解決するための手段〕[Means for solving problems]

本発明は、上記問題点を解決するために、以下に示すよ
うなシーケンス機能を有した制御手段を備えるようにし
たものである。In order to solve the above problems, the present invention includes a control means having a sequence function as shown below.

この制御手段の働きによシ、縦緩和時間Ｔ□を経過して
磁化Ｍが熱平衡状態（Ｍが２軸方向を向く）になるまで
待たず、磁化Ｍを寡１軸方向へ強制的に向けるようにす
ることができる。Due to the action of this control means, the magnetization M is forcibly directed in the direction of the least uniaxial direction without waiting until the longitudinal relaxation time T□ has elapsed and the magnetization M reaches a thermal equilibrium state (M is directed in the biaxial direction). You can do it like this.

制御手段のシーケンス機能とは次のよ５表機能を含む。The sequence function of the control means includes the following five table functions.

（イ）第１の９０’パルス、第１の１８０　’パルス、
第２の９０°パルス、第２の１８０＠パルスの順に印加
する。(B) First 90' pulse, first 180' pulse,
Apply the second 90° pulse, then the second 180° pulse.

１口）前記第１および第２の９０’パルス印加は、同時
に勾配磁場を与える手段を付勢してｊ［１の勾配磁場も
印加し特定のスライス面のみを励起する選択励起とし、 前記第１および第２の１８００パルス印加は勾配磁場を
印加しない非選択励起とする。1) The application of the first and second 90' pulses simultaneously activates the means for applying a gradient magnetic field to apply a gradient magnetic field of j [1 for selective excitation that excites only a specific slice plane, and The first and second 1800 pulses are non-selective excitations in which no gradient magnetic field is applied.

（ハ）前記第２の１８０　’パルスは萬２の９０１１パ
ルス印加直後に印加する。(c) The second 180' pulse is applied immediately after the application of the 2nd 9011 pulse.

に）上記シーケンスを繰シ返すとき、シーケンス間の待
ち時間中に、前記（イ）ないしくハ）と同様であるが互
いに異なるスライス面を励起するようＫして１スキヤン
で複数面の［＠用データを検出　゛できるようＫする。B) When repeating the above sequence, during the waiting time between sequences, K is used to excite slice planes similar to (a) or c) above, but different from each other, so that multiple planes can be excited in one scan. data to be detected.

〔実施例〕〔Example〕

以下、図面を用いて本発明を説明する。 The present invention will be explained below using the drawings.

第１図は、本発明に係る装置の一実施例の構成を示すプ
ロ、り図である。同図において、１は一様な静磁場Ｈ８
（この場合の方向を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１０制御回路
で、例えば直流安定化電源を含んでいる。静磁場用コイ
ル１によって発生する磁束の密度■。は０．１．Ｔｌｉ
度であシ、また均一度は１０−４以上であることが望ま
しい。FIG. 1 is a schematic diagram showing the configuration of an embodiment of the apparatus according to the present invention. In the same figure, 1 is a uniform static magnetic field H8
A static magnetic field coil 2 is used to generate a static magnetic field (in this case, the directions are two directions), and 2 is a control circuit for the static magnetic field coil 10, which includes, for example, a DC stabilized power source. Density of magnetic flux generated by static magnetic field coil 1 ■. is 0.1. Tli
It is desirable that the degree of uniformity is 10 −4 or more.

５は勾配磁場用コイルを総括的に示したもの、４はこの
勾配磁場用コイル３０制御回路である。Reference numeral 5 generally indicates a gradient magnetic field coil, and 4 indicates a control circuit for this gradient magnetic field coil 30.

第７図（イ）は勾配磁場用フィル３の一例を示す構成図
である。同図（イ）に示すコイルは、工勾配磁場用コイ
ル３１と、ｙ勾配磁場用フィル３２．３３とを含んでい
る。更に、図示していないがｙ勾配磁場用コイル３２．
３３と同じ形であって、９０６回転して設置されるＸ勾
配磁場用コイルも含んでいる。この勾配磁場用コイル５
は、一様な静磁場Ｈ０と同一方向で、ｘｒＬｚ軸方向く
それぞれ直線勾配をもグ磁場を発生する。制御回路４は
コントローラ２０によって制御される。FIG. 7(a) is a configuration diagram showing an example of the gradient magnetic field filter 3. FIG. The coil shown in FIG. 3A includes a gradient magnetic field coil 31 and y gradient magnetic field fills 32 and 33. Furthermore, although not shown, a y-gradient magnetic field coil 32.
It also includes an X-gradient magnetic field coil that has the same shape as 33 and is installed with 906 rotations. This gradient magnetic field coil 5
generates magnetic fields with linear gradients in the xrLz axis directions in the same direction as the uniform static magnetic field H0. The control circuit 4 is controlled by a controller 20.

５は被検体に狭い周波数スペクトルｆの高周波パルス、
即ち、Ｍ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）Ｋ示す。5 is a high-frequency pulse with a narrow frequency spectrum f to the subject;
That is, it is an excitation coil that provides M pulses as electromagnetic waves, and its configuration is shown in FIG. 7(b)K.

６は測定しようとする原子核の■共鳴条件に対応する周
波数（例えばプロトンでは、４２．６　ＭＨ２／Ｔ　）
の信号を発生する発振器で、その出力は、コントローラ
２０からの信号によって開閉が制御されるゲート回路３
０と、パワーアンプ７を介して励磁コイル５に印加され
ている。８は被検体における■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）Ｋ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８は、被検体くできる
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５と兼用させてもよい。6 is the frequency corresponding to the resonance condition of the atomic nucleus to be measured (for example, 42.6 MH2/T for protons)
An oscillator that generates a signal, the output of which is connected to a gate circuit 3 whose opening and closing are controlled by signals from a controller 20.
0 is applied to the excitation coil 5 via the power amplifier 7. Reference numeral 8 denotes a detection coil for detecting the ■ signal in the subject, and its configuration is the same as the excitation coil shown in FIG. Although it is desirable that the detection coil 8 be installed as close as possible to the subject, it may also be used as the excitation coil 5, if necessary.

９は検出コイル８から得られる核磁気共鳴信号（ＮＭＲ
信号・・・ＦＩＤ信号・エコー信号）を増幅する増幅器
、１ｏは位相検波回路、１１は位相検波された増幅器９
からの波形信号を記憶するウェーブメモリ回゛路で、Ａ
／Ｄ変換器を含んでいる。１３はウェーブメモリ回路１
１からの信号を例えば光ファイバで構成される伝送路１
２を介して入力し、所定の信号処理を施して断層像を得
るコンビエータ、１４は得られた断層像を表示するテレ
ビジ１ノモニタのような表示器である。また、コントロ
ーラ２ｏからコンビ島−夕１３へは、信号線２１により
、必要な情報が伝送される。9 is a nuclear magnetic resonance signal (NMR) obtained from the detection coil 8.
An amplifier that amplifies the signal (FID signal/echo signal), 1o is a phase detection circuit, 11 is a phase-detected amplifier 9
A wave memory circuit that stores waveform signals from A.
/D converter. 13 is wave memory circuit 1
For example, the signal from
A combinator 2 inputs the tomographic image through predetermined signal processing and obtains a tomographic image, and 14 is a display device such as a television monitor 1 that displays the obtained tomographic image. Further, necessary information is transmitted from the controller 2o to the combination island 13 via a signal line 21.

コントローラ２０は、勾配磁場Ｇｚ、Ｇｘ、Ｇｙ、ＲＦ
パルスの振幅を制御するために必要な信号（アナログ信
号）、及びＵパルスの送信や開信号の受信に必要な制御
信号（デジタル信号）を出力することができるように構
成されたものである。このコントローラ２ｏは、本発明
に係る装置の特徴とするシーケンス機能、即ち、ＲＦパ
ルスの動作タイミングや各勾配磁場の動作タイミングを
制御する機能を有している。ただし、このシーケンス機
能を果す素子は、コントローラ２ｏに限定するものでな
く、他の素子、例えば、コンビエータ１３にこの機能を
もたせても本発明は成立する。The controller 20 generates gradient magnetic fields Gz, Gx, Gy, RF
It is configured to be able to output a signal (analog signal) necessary for controlling the amplitude of the pulse and a control signal (digital signal) necessary for transmitting the U pulse and receiving the open signal. This controller 2o has a sequence function that is a feature of the device according to the present invention, that is, a function that controls the operation timing of the RF pulse and the operation timing of each gradient magnetic field. However, the element that performs this sequence function is not limited to the controller 2o, and the present invention can be implemented even if other elements, such as the combinator 13, have this function.

このように構成された本発明の装置の動作を、第８図を
参照し、段階を追って順次説明する。The operation of the apparatus of the present invention constructed as described above will be explained step by step with reference to FIG.

（１）制御回路２から静磁場用コイル１に電流を流し、
被検体（被検体は各コイルの円筒内に設置）に静磁場Ｈ
８を与えた状態において、コントローラ２ｏより制御回
路４を介して冨勾配磁場用コイル３１に電流を流し、第
８図（ロ）に示すようＩＩＣＸ　ｘ勾配磁場Ｇｚ”を与
える。なお、上述したが、被検体の体軸とＸ軸とは一致
する方向である。(1) Applying current from the control circuit 2 to the static magnetic field coil 1,
A static magnetic field H is applied to the test object (the test object is installed inside the cylinder of each coil).
8 is applied, a current is applied to the gradient magnetic field coil 31 from the controller 2o via the control circuit 4, and an IICX x gradient magnetic field Gz'' is applied as shown in FIG. , the body axis of the subject and the X axis are in the same direction.

この時点ｔ。においては、磁化Ｍは第９図（イ）の回転
座標系に示すようＫ　ｙ　ｒ軸方向に９０″向きを変え
る。続いて、Ｘ勾配磁場用コイル及びｙ勾配磁場用コイ
ル３２，３３１Ｃ電流を流し、第８図（ハ）、に）に示
すように所定の大きさの磁場ＧＫ□、Ｇｙ□を印加し、
検出コイル８かも得られる第８図（へ）Ｋ示すようなｍ
共鳴信号を検出する。顯共鳴信号が検出されている時点
（例えばｔ工の時点）では、磁化Ｍは第９図（ロ）に示
すように、ｘＩ、１１面内で破線矢印方向に次第に分散
していく途中にある。検出；イル８で検出される聴共鳴
信号は、時間とともに次第に減衰するもので、この信号
は、増幅器９で増幅され、位相検波回路１ｏで位相検波
され、クエーブメモリ回路１１を介してコンビエータ１
３に印加される。ここで、ＮＭＲ共鳴信号は７−リエ変
換され、１プロジエクシ■ンの信号となる。これまでの
動作は従来装置と同様である。At this point t. , the magnetization M changes its direction by 90'' in the direction of the K y r axis as shown in the rotating coordinate system of FIG. Apply magnetic fields GK□, Gy□ of predetermined magnitude as shown in Fig. 8 (c) and □,
The detection coil 8 can also be obtained as shown in Fig. 8 (to) K.
Detect resonance signals. At the time when the resonance signal is detected (for example, at the time of t), the magnetization M is gradually dispersing in the direction of the dashed arrow in the xI, 11 plane, as shown in Figure 9 (b). . Detection: The acoustic resonance signal detected by the signal 8 gradually attenuates over time.
3 is applied. Here, the NMR resonance signal is subjected to 7-lier transformation to become a signal of one progeexion. The operation up to now is the same as that of the conventional device.

ここで、被検体のスライス面を決定するためのオフセッ
トの値は、はじめに第８図（ホ）に示すように所定の値
Ｓとなりており　、ｆ８１０図において、ＳＡに対応す
るスライス面Ａが選択されている◎Ｉ共鳴信号が無くな
るまでの１時間経過後、コントローラ２ｏは、ゲート回
路３０を開とし、励磁フィル５に電流を流し、今度は第
８図（イ）Ｋ示すように同一面に矩形波状に変調された
１８０　’−ｘパルスを印加する。続いて、第８図（ハ
）、に）Ｋ示すようＫｇ勾配磁場用コイル及びｙ勾配磁
場用コイルに電流を流し、前回と同様の所定の大きさの
磁場ＧＧ　　を同時に印加させる。Here, the value of the offset for determining the slice plane of the object is initially a predetermined value S as shown in FIG. ◎I After one hour has passed until the resonance signal disappears, the controller 2o opens the gate circuit 30, causes current to flow through the excitation filter 5, and this time, as shown in FIG. A 180'-x pulse modulated into a square wave is applied. Subsequently, as shown in FIG. 8(c) and (c), current is passed through the Kg gradient magnetic field coil and the y gradient magnetic field coil to simultaneously apply a magnetic field GG of a predetermined magnitude similar to the previous time.

ｘｌ、’　　ｙｌ １８０　’−ｘパルスを印加すると、分散した磁イヒＭ
　　　！は、第９図（ハ）Ｋ示すように再び集合し始め
、検出コイル８からは、第８図（へ）に示すように次第
に増大する開信号（この信号をエコー信号と呼ぶ）が検
出される。１８０　’−ｘパルスを印加してから、１時
間経過後、エコー信号は第８図（へ）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
が変わらないものとすれば、はじめに出力された■共鳴
信号と時間軸に対して対称な信号波形となる。この時点
ｔ３で、ゲート回路３゜を開とし、Ｇ２Ｓ　　の下で励
磁コイル５に電流を流し、今度は第８図（イ）に示すよ
うに９０’パルス−を印加し、第９図に）のように磁化
Ｍを一２！軸方向に強制的に向ける。xl,' yl 180'-x pulse is applied, the dispersed magnetism M
! begin to gather again as shown in FIG. 9(c)K, and an open signal (this signal is called an echo signal) which gradually increases is detected from the detection coil 8 as shown in FIG. 8(f). Ru. One hour after the application of the 180'-x pulse, the echo signal reaches its maximum as shown in FIG. This echo signal has a signal waveform that is symmetrical with respect to the time axis with respect to the initially output ① resonance signal, assuming that the state of the subject does not change during the time τ. At this time point t3, the gate circuit 3° is opened, a current is applied to the excitation coil 5 under G2S, and a 90' pulse is applied as shown in Fig. 8 (a), and as shown in Fig. 9). Magnetization M is 12! Forced to point in the axial direction.

続いて、Ｇ”の印加を中止し、ゲート回路３ｏよシ矩形
波状に変調され出力された旺信号（１８ｏ０ｘパルス）
にて被検体を励起する。これにより磁化Ｍは第９図（ホ
）に示すように一斉に＋２１方向に向きが揃う。この時
点ｔで初めの時点と同じ状態に復帰することになる。た
だし、この方式では、物質のもつスピン−スピン緩和ま
たは横緩和による緩和が残り、ｔ４の時点で磁化Ｍは完
全釦上向きにならす、Ｚ’軸に一致するまでにＴｄ待時
間要す。しがしながら、ｔの時点では磁化Ｍが２＋軸か
ら僅かに分散しているだけであるところから、Ｔｄは緩
和時間Ｔ□に比較して十分短く、例えば４τ程度である
・ところで、本発明においては、スライス両人の磁化Ｍ
がＺｌ軸に一致するまでの時間（例えば４τ）すら待た
ないで、この間に、スライス両人とは異なった、従って
スライス両人の磁化の状態に影響されない別のスライス
面（例えば第１０図におけるスライス面Ｂ、Ｃ）をオフ
セットの値を変えることによって選択し、第８図（ハ）
に示すシーケンス颯■と同様の７−ケンスを直ちに実行
するものである。Subsequently, the application of G'' is stopped, and the output signal (18o0x pulse) is modulated into a rectangular waveform by the gate circuit 3o.
Excite the specimen at . As a result, the magnetization M is all aligned in the +21 direction as shown in FIG. 9(e). At this time t, the state returns to the same state as at the beginning. However, in this method, relaxation due to spin-spin relaxation or transverse relaxation of the material remains, and at time t4, the magnetization M is completely leveled upward, and it takes Td waiting time until it coincides with the Z' axis. However, since the magnetization M is only slightly dispersed from the 2+ axis at time t, Td is sufficiently short compared to the relaxation time T□, for example, about 4τ.By the way, the present invention In , the magnetization M of both slices is
Without even waiting for the time (for example, 4τ) until Slice planes B and C) are selected by changing the offset value, and the slice planes B and C) are selected by changing the offset value.
This immediately executes the 7th sequence similar to sequence 3 shown in FIG.

すなわち、第８図に）に示すように、オフ七、トの値を
ＳＡからＳＢとし、スライス面Ｂを選択し、第８図（イ
）に示すように１直ちに９０＠パルスを印加し、１時間
経過後１８０°−Ｘパルス、続いてτ時間経過後９０°
パルスを印加する。なお、このシーケンス遥■において
、Ｘ勾配磁場Ｇ″￥配磁場Ｇの大き　　ｘＩ　　　　　
　　　　　ｙ さけ、ここではシーケンス煮■の場合と同じであシ、ジ
−タンスＡ■と同じ投影方向α、（第６図例参照）の１
１０ジエクシ冒ンの信号を得る。以下、同じようにして
、オフセットの値をＳＢからＳ。とじ、スライス画人及
びＢとは異なった、従ってこれら各スライス面の磁化の
状態に影響されない別のスライス面Ｃを選択し、シーケ
ンス墓■を実行する。That is, as shown in Fig. 8), change the off value from SA to SB, select slice plane B, and immediately apply a pulse of 90 as shown in Fig. 8 (a). 180°-X pulse after 1 hour, followed by 90° after τ time
Apply pulse. In addition, in this sequence far ■, the X gradient magnetic field G''\ the magnitude of the magnetic field G xI
y, here, the same as in the case of sequence boiling ■, the same projection direction α as diatance A■, (see example in Figure 6) 1
Obtain a 10-digit signal. Hereafter, in the same way, change the offset value from SB to S. Then, select another slice plane C, which is different from slice plane A and B, and therefore not affected by the magnetization state of each slice plane, and execute the sequence ①.

これによって、スライス面Ｃにおいて、投影方向α、の
１プロジエクシ璽ンの信号を得る。As a result, a signal of one projectile in the projection direction α is obtained on the slice plane C.

このように、シーケンス墓■からシーケンス墓■の連続
するシーケンスの実行によりて、ｎ枚のスライス面Ａ−
Ｎについて、それぞれ投影方向α。In this way, by executing the continuous sequence from sequence grave ■ to sequence grave ■, n slice planes A-
For N, the projection direction α, respectively.

の１プロジ工クシ璽ン信号を得る。1. Obtain the program code signal.

これによシ、１シーケンスが高速化され石工に、待ち時
間Ｔｄ区間に他のスライス面のデータが得られ、見かけ
上更に高速化されることＫなる◇なお、スライス面λ〜
Ｎを選択するためのオフセットを発生させる方法拡、次
のいずれかの手法によりても実現できる。As a result, one sequence is sped up, and the mason can obtain data of other slice planes during the waiting time period Td, which apparently further speeds up the process.
The method of generating an offset for selecting N can be expanded by any of the following methods.

（１）静磁場Ｈ０の値を各シーケンスごとく変化させる
。(1) The value of the static magnetic field H0 is changed for each sequence.

０１）ｚ勾配磁場コイル（第７図（イ）の３１）Ｋ各シ
ーケンスごとに変化する同方向電流を与える。01) Z gradient magnetic field coil (31 in Figure 7 (a)) K Gives a current in the same direction that changes for each sequence.

また、磁場オフセットは加えずにＲｆパルスの周波数を
各シーケンスごとに変化させてスライス面Ａ〜Ｎを選択
することもできる。It is also possible to select the slice planes A to N by changing the frequency of the Rf pulse for each sequence without applying a magnetic field offset.

シーケンス墓■が終了した時点では、シーケンス扁■の
実行によって選択されたスライス画人の磁化ＭＯ状態は
、シーケンスム■〜ム■までの実行の間に１シ一ケンス
厘■の終了から４τ以上経過しているので、ｚ゛軸に向
いたものとなっている。At the time when the sequence grave ■ is completed, the magnetization MO state of the slice painter selected by the execution of the sequence beam ■ is 4τ or more from the end of one sequence ■ during the execution of the sequence from ■ to mm ■. Since it has passed, it is oriented towards the z-axis.

シーケンスＡｎ＋１では、再びオフセットの値を、第８
図（ホ）に示すようにスライス画人を選択するようにシ
ーケンスＡ■と同様のＳＡとし、今度は！勾配磁場ＧＯ
値を、第８図（ハ）に示すようにＧｘ工からＧｘ２　’
またｙ勾配磁場Ｇの値を、第８図に）Ｋ示すようにＧ、
１からＧ、２とする。これによってスライス画人におい
て、投影の方向をα２としたプロジェクシ嘗ンの信号を
得る。続いてシーケンスｉ　ｎ＋２では、スライス面Ｂ
において投影の方向がα２としたプロジェクシ雪ンの信
号を得る。以下同じように各スライス面Ｃ−Ｎにおいて
投影の方向がα２であるグロジェクシ璽ンの信号を得る
ためのシーケンス（シーケンス１６　ｎ＋３〜Ａ２ｎ）
を実行する０以後、同様セして各シーケンスを繰シ返し
、各スライス面人〜Ｎについて、各投影方向からのプロ
ジェクシ璽ンの信号（例えば各スライス面λ〜Ｎについ
て、投影方向α１からα　までの１２８プロジエクシ１
）の信号）を得る◇ コンビエータ１３は、各シーケンスにおいて、例えばは
じめに出力される旧共鳴信号をフーリエ変換し、ｘｍｃ
′ｒと同様な公知の手法（例えばｆｉｌｔｅｒ−−ｅｄ
　ｂａｃｋ　ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ　）によって各スラ
イス画人〜Ｎを単位としてそれぞれ再構成演算を行ない
、各スライス面λ〜Ｎの断層像を得、これを表示器１４
に順次あるいは必要なスライス面を選択して表示す るＯ なお、実施例では、１回のシーケンスにおいて、印加す
るＲＦパルスを９０°ｘ　　・”　１．８０　’−ｘ　
−９０°−ｘ　”１８０　’　ｘ　　としたが、本発明
に係る装置の特徴は、第２の９０＠パルスで磁化Ｍを全
て下方に向けることにある。従って、例えば、９０°Ｘ
　・・・１．８０　’　７　　・−・９０＠ｘ　　°１
８０＠−ｘ　（１８０＠ｙ　のＲＦパルスは、位相差９
０”のＲＦ倍信号用いて作られる）の位相関係で、所定
の原子核にパルスを加えるようにしても良い。In sequence An+1, the offset value is changed again to the eighth
As shown in the figure (e), select SA as in sequence A■ to select the slice artist, and this time! gradient magnetic field GO
The value is changed from Gx to Gx2' as shown in Figure 8 (C).
In addition, the values of the y gradient magnetic field G are as shown in Fig. 8), G,
From 1 to G, 2. As a result, a projection signal is obtained in which the direction of projection is α2 in the slice image. Subsequently, in sequence i n+2, slice plane B
, a projection signal is obtained with the direction of projection set to α2. Below, in the same way, the sequence for obtaining the signal of the glojexiform whose projection direction is α2 on each slice plane C-N (sequence 16 n+3 to A2n)
From 0 onwards, repeat each sequence in the same manner, and for each slice plane ~N, project the projection signal from each projection direction (for example, for each slice plane λ~N, from the projection direction α1 128 projects up to α 1
) signal) ◇ In each sequence, the combiator 13 performs a Fourier transform on the old resonance signal that is output first, and
'r (e.g. filter--ed
(back projection), performs reconstruction calculations for each slice plane ~N as a unit, obtains a tomographic image of each slice plane λ~N, and displays this on the display 14.
In the embodiment, in one sequence, the applied RF pulse is 90° x 1.80'-x.
−90°−x “180′
...1.80' 7 ...90@x °1
The RF pulse of 80@-x (180@y has a phase difference of 9
A pulse may be applied to a predetermined atomic nucleus with a phase relationship (generated using an RF multiplied signal of 0'').

第１１図は本発明をスピンワープ法に適用したものであ
る。第８図に示すＰＲ法と基本的に異なるところは勾配
磁場Ｇｘ、　Ｇｙの与え方である。スピンワープ法では
、第１の９０’パルスと第１の１８０　’パルスの区間
において、まず同図（ハ）のように！方向勾配磁場ｇｘ
ｆ：ｔｘ時間印加する。これによシスピンをＸ方向に位
相コード化したことになる。一方これと同時に１回図に
）に示すように、上記第１の９０’パルｘ　ト第１の：
Ｌ８０　”パルス印加の間で、極性の異なるｙ方向勾配
磁場ｇア、ｇ、’を順次印加する。ｇｙによって分散し
たスピンはｇ、゛によって集合し、同図（へ）に示すよ
うなエコー信号となる。FIG. 11 shows the application of the present invention to the spin warp method. The basic difference from the PR method shown in FIG. 8 is how the gradient magnetic fields Gx and Gy are applied. In the spin warp method, in the interval between the first 90' pulse and the first 180' pulse, first, as shown in the same figure (c)! directional gradient magnetic field gx
f: Apply for tx time. This means that the cis pins are phase encoded in the X direction. Meanwhile, at the same time, as shown in Figure 1, the first 90' pulse x and the first:
L80 ``During pulse application, y-direction gradient magnetic fields ga, g,' with different polarities are applied sequentially.The spins dispersed by gy are collected by g,゛, and an echo signal as shown in the same figure (f) is generated. becomes.

次の、第１の１８０＠パルスと第２の９０°パルス印加
の区間では、同図（ハ）、に）のように前区間と同一な
Ｘおよびｙ勾配磁場を時間軸が反転した関係で印加する
。この場合、第１の１８００パルスの印加のため再び工
；−信号が現れる。その後は第８図の場合と同様に第２
の９０’パルスと第２の１８０゜パルスによって磁化Ｍ
は熱平衡状態になる。In the next section of applying the first 180 @ pulse and the second 90° pulse, the same X and y gradient magnetic fields as in the previous section are applied with the time axes reversed, as shown in (c) and (b) of the same figure. Apply. In this case, the signal appears again due to the application of the first 1800 pulses. After that, the second
magnetization M by a 90' pulse and a second 180° pulse.
is in thermal equilibrium.

以後、同一なｙ方向勾配磁場ｇ、、　ｇ、’を用い、！
方向勾配磁場ｇｘと印加時間ｔｘの積の値を所定の関係
で適宜に変えつつシーケンスを繰シ返す。Hereafter, using the same y-direction gradient magnetic field g,, g,', !
The sequence is repeated while appropriately changing the value of the product of the directional gradient magnetic field gx and the application time tx in a predetermined relationship.

各シーケンスにおける２つのエコー信号の内少なくとも
一方のエコー信号が検出され、２次元フ勤−変換が施さ
れ、画像再構成に用いられる・なお、ｇｘ　”　ｔｘを
変える場合少なくとも一方は固定で他方のみ変えるよう
な態様であってもよい０以上のように動作する本発明の
パルスシーケンスによれば、Ｍｚの分布およびスライス
形状を従来の分析計用ＤＥＦｒ法の場合に対比して示せ
ば、第１２図および第１３図の実線Ｃのようになシ、従
来のような欠点が解消されていることが分かる。At least one of the two echo signals in each sequence is detected, subjected to two-dimensional transformation, and used for image reconstruction. Note that when changing gx and tx, at least one is fixed and only the other According to the pulse sequence of the present invention, which operates in a manner of 0 or more, the Mz distribution and slice shape can be compared to the case of the conventional DEFr method for analyzers. As can be seen from the solid line C in the figure and FIG. 13, it can be seen that the conventional drawbacks have been eliminated.

（発明の効果） 以上述べたように、本発明によれば、第８図に示したパ
ルスシーケンスにより、１ビニ−分のシーケンスが終了
した時点で強制的に、かつ正確にスライス面内外すべて
の磁化Ｍを熱平衡状態（又はその近傍）にすることがで
きる０そのため、従来法（例えば、ＳＲ法）のよりにＴ
１による自然緩和を待つ必要がなく、パルスシーケンス
の間１１ｉｌヲ短縮でき、スキャンタイムを短縮するこ
とができる。(Effects of the Invention) As described above, according to the present invention, by using the pulse sequence shown in FIG. The magnetization M can be brought into a thermal equilibrium state (or close to it). Therefore, T
There is no need to wait for natural relaxation due to 1, the pulse sequence can be shortened by 11 il, and the scan time can be shortened.

更に、各パルスシーケンス間の待ち時間を有効利用すべ
く待ち時間中罠他のスライス面を励起してエコー信号を
検出できるようにし、見かけ上パルスシーケンスを高速
化することができる。Furthermore, in order to make effective use of the waiting time between each pulse sequence, echo signals can be detected by exciting other slice planes during the waiting time, thereby making it possible to apparently speed up the pulse sequence.

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

第１図は本発明の実施例装置の構成図、第２図は水素原
子のスピンを説明する図、第３図は水素原子の磁気モー
メントを模式化した図、第４図は水素原子の原子核が磁
場の方向に揃う状態を説明する図、第５図は爺による検
査パルス波形の一例を示す図、第６図は磁化Ｍを回転座
標系に表示した図、第７図は磁場用コイルの一例を示す
構造図、第８図は本発明に係るシーケンスを説明するた
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ＭＯ方向を回転座標系上に示した説明図
、第１０図は被検体のスライス面を示す説明図、第１１
図は本発明の手法をスピンワープ法に適用した場合のシ
ーケンスを説明するための動作波形図、第１２図は第８
図のシーケンスを連続的に実行し動的平衡状態に達した
状態をコンビエータシミエレーシ茸ンした結果を示した
図、第１３図は第１２図のＭｚの状態に第１の９０°パ
ルスと２勾配磁場Ｇｚを印加して選択励起した後のＮＭ
Ｒ信号強度を表わした図である。 １・・・静磁場用フィル、２・・・静磁場用コイルの制
御回路、３・・・勾配磁場用コイル、４・・・勾配磁場
用コイルの制御回路、５・・・励磁コイル、６・・・旺
発振器、７・・・パワーアンプ、８・・・検出コイル、
９・・・増幅器、１０・・・位相検波回路、１１・・・
ウェーブメモリ回路、１３・・・コンビ島−タ、１４・
・・表示器、２ｏ・・・コントローラ、３０・・・ゲー
ト回路、３１・・・８勾配磁場用コイル、３２．３３・
・・１勾配磁場用コイル。 ７￥１２図 （イ）　　　　　　　　（ロ） （イ）　　　　　　　　　　（０） 尾５図 ｔｏ　　　　　↑１ 第６図 （イ）　　　　　　　　　　　　（ロ）篇７図 （イ） （ロ） 第９図 （イ）　　　　　（ロ）　　　　　（ハ）（ニ）　　　
　　　（ホ） 第１０囚 ＢＪ ｎ牧のスライス面Figure 1 is a configuration diagram of an embodiment of the device of the present invention, Figure 2 is a diagram explaining the spin of a hydrogen atom, Figure 3 is a schematic diagram of the magnetic moment of a hydrogen atom, and Figure 4 is a diagram showing the nucleus of a hydrogen atom. Figure 5 is a diagram showing an example of the inspection pulse waveform by the old man, Figure 6 is a diagram showing the magnetization M in a rotating coordinate system, and Figure 7 is a diagram showing the state in which the magnetic field coil is aligned in the direction of the magnetic field. A structural diagram showing an example, FIG. 8 is an operation waveform diagram for explaining the sequence according to the present invention, and FIG. 9 is an explanation showing the magnetization MO direction at each time point according to the method of the present invention on a rotating coordinate system. Figure 10 is an explanatory diagram showing the slice plane of the subject;
The figure is an operation waveform diagram for explaining the sequence when the method of the present invention is applied to the spin warp method.
Figure 13 is a diagram showing the result of combinatorial simulation of the state in which the dynamic equilibrium state is reached by continuously executing the sequence shown in the figure. Figure 13 shows the result of the first 90° pulse and NM after selective excitation by applying two gradient magnetic fields Gz
It is a figure showing R signal strength. DESCRIPTION OF SYMBOLS 1... Fill for static magnetic field, 2... Control circuit for static magnetic field coil, 3... Coil for gradient magnetic field, 4... Control circuit for gradient magnetic field coil, 5... Excitation coil, 6 ...Oscillator, 7...Power amplifier, 8...Detection coil,
9... Amplifier, 10... Phase detection circuit, 11...
Wave memory circuit, 13... combination island data, 14.
...Display device, 2o...Controller, 30...Gate circuit, 31...8 gradient magnetic field coil, 32.33.
...1 gradient magnetic field coil. 7￥12 Figure (a) (b) (a) (0) Tail 5 to ↑1 Figure 6 (a) (b) Figure 7 (a) (b) Figure 9 (a) (b) ( c) (d)
(e) 10th prisoner BJ n Maki's sliced side

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] （１）被検体に静磁場（Ｈ＿０）を与える手段と、被検
体に勾配磁場を与える手段と、 被検体の組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を与
えるための高周波パルスを印加する手段とを備え、生じ
た核磁気共鳴信号のうち、必要な信号を利用して被検体
の組織に関する画像を得る装置において、 下記（イ）ないし（ニ）よりなるシーケンス機能を有し
た制御手段を具備したことを特徴とするＮＭＲ画像装置
。 記 （イ）第１の９０°パルス、第１の１８０°パルス、第
２の９０°パルス、第２の１８０°パルスの順に印加す
る。 （ロ）前記第１および第２の９０°パルス印加は、同時
に勾配磁場を与える手段を付勢して第１の勾配磁場も印
加し特定のスライス面のみを励起する選択励起とし、 前記第１および第２の１８０°パルス印加は勾配磁場を
印加しない非選択励起とする。 （ハ）前記第２の１８０°パルスは第２の９０°パルス
印加直後に印加する。 （ニ）上記シーケンスを繰り返すとき、シーケンス間の
待ち時間中に、前記（イ）ないし（ハ）と同様であるが
、各ビューにおいて互いに異なるスライス面が順次選択
されるように第１の勾配磁場を変化させ、１スキャンで
複数面の画像用データを採取できるようにする。(1) Means for applying a static magnetic field (H_0) to the subject, means for applying a gradient magnetic field to the subject, and means for applying high-frequency pulses for imparting nuclear magnetic resonance to the nuclei of atoms constituting the tissue of the subject. An apparatus for obtaining an image of the tissue of a subject by using necessary signals among the generated nuclear magnetic resonance signals, which is equipped with a control means having a sequence function consisting of the following (a) to (d). An NMR imaging device characterized by: (a) The first 90° pulse, the first 180° pulse, the second 90° pulse, and the second 180° pulse are applied in this order. (b) The application of the first and second 90° pulses is selective excitation in which a means for applying a gradient magnetic field is simultaneously activated to also apply a first gradient magnetic field to excite only a specific slice plane; The second 180° pulse application is non-selective excitation without applying a gradient magnetic field. (c) The second 180° pulse is applied immediately after the second 90° pulse is applied. (d) When repeating the above sequence, during the waiting time between sequences, the first gradient magnetic field is similar to (a) to (c) above, but so that different slice planes are sequentially selected in each view. It is possible to collect image data for multiple planes in one scan.