JPH03504342A - ダイナミック分極式の低磁場ｎｍｒ装置 - 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。

Description

【発明の詳細な説明】 ダイナミック分極式の低磁場ＮＭＲ装置産業上の利用分野 本発明は、ダイナミック分極式の低磁場の核磁気共鳴（ＮＭＲ）装置に関するも のである。さらに詳しく言えば、特に、医学分野で用いられるＮＭＲイメージン グ装置に関するものである。本発明によるＮＭＲ装置の目的は、検出された信号 のＳＮ比を改善して、得られた画像の細部の鮮明度を高めることである。また、 本発明は、それらの均一性補正コイルを単純化することによってそのようなＮＭ Ｒ装置のコストの低減に大きく貢献することができる。

従来の技術 従来、ＮＭＲ装置は、主に、磁石または同じ機能を果たすコイルを備え、それに よって、検査すべき身体に強い恒久的な配向磁場を作用させる。身体は、その磁 場の影響を受けているときに、高周波電磁波によって電磁的に励起される。励起 後、身体から放射される減衰電磁波を測定し、身体の内部の性質についての情報 を得る。そのようなＮＭＲ装置において検出可能な電磁信号の振幅は、χＢ　０ ２型であることが知られている。この式において、χは検査される身体の磁化率 であり、Ｂ、はＮＭＲ装置の配向磁場の強さである。

身体から再放射されるノイズの振幅は、ωに比例する。但し、ωは、身体が配向 磁場の影響を受けている時の身体粒子の磁気モーメントの共鳴角周波数である。

従って、ω自体がＢｏに比例しているので、検出できる電磁波の信号対ノイズ比 はＢ。に比例しているこ々になる。この知見によって、現在の技術状態において 、可能の限り大きい配向磁場Ｂ。を有するＮＭＲ装置を製造している。この高磁 場により、身体によって生じる抵抗と並列なアンテナによる抵抗は無視すること ができるので、この利点はさらに大きい、。

高磁場ＮＭＲ装置では、走査されるべき身体粒子に与えられる磁化はかなり人き い。この磁化は、その磁場の分極力に関係し、磁場が高いほど強い。また、励起 の時、粒子のスピンは、配向磁場Ｂ。に比例した周波数で共鳴し始める。従って 、配向磁場Ｂ。は、その磁場を分極する機能に加えて、第２の機能、すなわち、 共鳴磁場の機能を果たす。強さの高い配向磁場は、検出可能な信号の振幅を大き くするので、その使用は分極と磁化の点から有効であり、従って、共鳴時に高磁 場を使用するのは難しい。

従って、実際に配向磁場が完全に均一ではない時、２つの種類の欠点が生じる。

まず、不均一性がそれほど大きくなければ、磁化に関して現れる結果はそれほど 重要ではない。実際、ＮＭＲ装置の異なる位置で各々磁化が異なると、生成され る画像の視感度の均一性が損なわれる。しかし、もう１つのより重大な結果は、 検出可能な電磁信号に影響する。共鳴磁場が約１テスラであり、検査される粒子 が水素粒子（水に存在する、従って、人体に多量に存在する）である時、スピン の共鳴周波数は約４０ＭＨｚである。従って、共鳴磁場で値の百万分の１の不均 一性は、約４０Ｈｚの共鳴偏移を生じさせる。

これは、１２．５ｍｓの期間の終点で、近接する粒子によってもたらされるが、 各々百万分の１互いに異なる共鳴磁場を受けるＮＭＲ信号全体への寄与は、位相 が反転していることを意味する。その結果、すぐに、唯一検出可能なものである 電磁信号全体が打ち消される。

異なる粒子によって放射される信号によるＮＭＲ信号への各寄与の位相分散は、 ２つの技術を使用して防ぐことができる。まず、いわゆるスピン−エコー技術を 使用することができる。この技術では、励起パルスの印加後、追加の電磁励起パ ルスによって位相分散反射を生じさせ、それによって、励起パルスト反射パルス （マたは、いわゆるエコーパルス）との間に経過時間の値の２倍の期間の終点で 、ＮＭＲ信号が再度現れる。この技術には、スピン−エコーパルスを使用しなけ ればならないという欠点がある。また、第１に、ＮＭＲシーケンスの期間が２倍 になり、第２に、例えば、１連のシーケンス中に粒子の磁化の動的な均衡を実現 して、十分に検出可能な信号レベルを得るための５ＳＦＰ型の特定のシーケンス を使用することができないという欠点がある。もう１つの技術は、励起方法に関 するものではなく、むしろ、製造技術に関するものである。この技術では、不均 一性補正コイル、すなわち、いわゆるシムコイルを、配向磁場を形成するための コイルと磁石とに組み合わせる。これらのコイルの実際の応用は、かなり複雑で ある。百万分の１程度の不均一性を得るのは、極めて困難である。従って、現在 のＮＭＲ装置の製造、調節及び使用は、困難である。

本発明は、主に配向磁場の分極効果と共鳴効果とを別にすることからなる、異な るＮＭＲ装置を提案することによって、上記の問題点を解消することを目的とす る。本発明によるＮＭＲ装置の主な原理は、粒子に例えば１テスラの高い分極磁 場を作用させ、次に、この磁場を消滅させる（零にする）ことである。従って、 磁気モーメントに与えられる磁化は、弱められることになる。しかし、分極磁場 の消滅（零にすること）は、身体の粒子による磁化の減衰より急速である。この 身体粒子の磁化の減衰中、もう１つの磁場、すなわち、強さはかなり低いが、よ り均一であるいわゆる共鳴磁場の効果を使用する。分極磁場の強さは高いので、 使用できる磁化は、その減衰にもかかわらず、高い値を有する。従って、検出で きる信号は強い。

一方、共鳴磁場が低いので、励起に伴うＮＭＲ信号の共鳴周波数は低く、また、 ノイズも低い。さらに、共鳴信号の周波数は低いので、それに比例して、上記と 同じ実験時間長さでも、不均一性の影響はかなり小さい。実際、１テスラではな く、１００ガウスの共鳴磁場を選択すると、共鳴周波数は１００分の１であり、 百万分の１の不均一性が支配する空間領域からの信号は、その１００倍の長さの 期間の後にだけその寄与に反転するようになる。従って、所定の分極のための同 一のＳＮ比は保持されるが、共鳴磁場の不均一性を小さくする必要性に関して利 点が得られる。また、分極磁場の不均一性は、検出信号の問題のない重み付けと して影響するだけなので、たとえ、分極磁場の不均一性が約３ｄＢ程度の値を有 していしも、許容することができる。

発明の開示 従って、本発明は、 検査する身体に強い分極磁場を作用させる手段と、上記身体を電磁波で励起させ る手段と、身体による応答として再放射される電磁波を測定する手段とを備え、 さらに、 強さが上記分極磁場よりかなり低い共鳴磁場を生成する手段と、 上記身体内での電磁波の測定の前に分極磁場を消滅させる手段 とを備えることを特徴とするＮＭＲ装置を提供する。

好ましくは、分極磁場の消滅化は、電磁波励起の前にも実施される。強い分極磁 場は完全である必要はないので、自己インダクタスが高くなく従ってあまり均一 ではない分極磁場形成用コイルを選択して、構造を単純にすることができる。

一方、共鳴磁場の均一性は、分極磁場よりかなり高い。また、共鳴磁場が低く、 共鳴電磁波周波数もまた低いことを考慮すると、身体と並列の抵抗が低いアンテ ナを使用することが必要になる。電磁信号の励起及び検出用アンテナは、超伝導 型であることが好ましい。本発明は、好ましくは、ＮＭＲイメージング装置に使 用される。このイメージング装置は、身体内の電磁波の一連の励起−測定シーケ ンスを応用することができ、分極磁場は、周期的に再構成されるのが好ましい。

図２ａ〜２ｆは、本発明によるＮＭＲ装置での画像シーケンスで使用できる信号 のタイムチャートである。

図３は、分極磁場のスイッチング中の磁化の漸進的変化を図示したものである。

図４は、本発明による分極磁場を生成するためのコイルに電力供給する改良され た発生器である。

図５は、図４の電源回路の動作を示す多数のタイムチャートをまとめて示したも のである。

実施例 図１は、検査する身体４に強い分極磁場Ｂ２を作用させるために、電力発生器３ によって電力供給される１組のコイル１及び２を備えるＮＭＲ装置を図示してい る。図示した実施例では、磁場Ｂ、は、Ｙ軸の方向に配向している。このＮＭＲ 装置は、また、電磁波で身体４を励起させるための、電力発生器６によって電力 供給されるアンテナ５を備える。例えばデュプレクサ８によってアンテナ５に接 続された受信装置７は、身体４によって応答として再放射される電磁波を測定す るように働く。画像化処理で：虚、受信装置７は、また、ディスプレイ装置９に 身体４の断面画像を表示するための処理を行う。これらの画像を生成するための 公知の方法では、このようにして実施されたＮＭＲ画像化処理は、一連の励起− 測定シーケンスを備える必要がある。そのシーケンス中に、勾配コイル電力発生 器１１によって電力供給された１組の勾配コイルｌＯによって、身体４に追加磁 場パルスを印加する。上記のＮＭＲ装置の定義は、従来のものである。

本発明では、電力発生器３は、遮断されるように設計されている。電力発生器１ ６によって電力供給されるもう１組のコイル１２〜１５は、磁場Ｂ、よりもかな り低い共鳴磁場Ｂ０を身体４に作用させるためのものである。好ましくは、且つ 、その値の低いことを考慮すると、コイル１２〜１５によって生成される磁場Ｂ ０は、アンテナ５の反対側の検査区域１７では、磁場Ｂ２よりもかなり均一であ る。

１実施例では、切り換えられる磁場Ｂ、が存在する時その磁場Ｂ２の強さは約２ テスラであり、遮断された時は強さはもちろんＯである。磁場Ｂ０は、約１００ ガウスである。公知の方法では、ＮＭＲ装置は、全体として、シーケンサ１８の 制御下で作動する。このシーケンサ１８は、これらの全ての要素の機能と時間関 係を組織化する。電力発生器３の周期的な制御を開始するためには、この発電機 を機能的にシーケンサ１８に接続することだけが必要である。

極めて均一な磁場Ｂ０を得るためには、区域１７からかなり離れた位置に、その 磁場を生成するためのコイルを配置する解決策をとれば十分であることが分かっ ている。これらの条件下で、そのコイルによって区域１７内に誘導された磁場は 低いが、しかし、極めて均一である。従来のＮＭＲ装置のために既に開発された コイルを使用することができ、且つ、好ましい。この場合、そのコイルには、そ れらが設計された電流の強さよりかなり低い強さの電流が供給される。従って、 これらのコイルでは、もはや、同時に強い分極磁場を誘導しない。結局、磁場Ｂ のためには、既に製造されたＮＭＲ装置のコイルを使用して、これらのコイルに 例えば２００分の１の強さの電流を流せば十分である。

極めて速くスイッチングすることが可能でなければならないという事実を考慮し て、強い分極磁場Ｂ、を形成するためには、巻回数が可能な限り少ないコイルが 選択される。従って、これらのコイルの自己インダクタンスの値は、分極誘導磁 場の形成とその磁場の中断を妨げないように最小である。

磁場Ｂ２の振幅はかなり大きく、比較的速いスイッチングが可能でなければなら ないが、あまり均一である必要はないので、そのような解決策をとることができ る。また、好ましくは、磁場Ｂ２は、画像化区域１７内にだけその影響を及ぼす ことができる。これらの条件下では、コイルｌ及び２は小さい。

磁場Ｂ、を消滅させること（零にすること）を可能な限り確実にするために、こ の磁場Ｂ、は、画像区域１７において磁場Ｂ０に垂直にあるように配向されてい る。この解決法によって、消滅の瞬間にその磁場を無視することができるという 効果があるだけでなく、ＮＭＲ装置のトンネル内でコイル１及び２の位置決定を 容易にして、磁場Ｂ、が身体４の長さの方向に確実に直角になるようにすること ができる。この場合、磁場Ｂ０は、縦断方向である。

図２は、本発明で使用される信号のタイムチャートである。

図２８は、共鳴磁場Ｂ０は好ましくは連続的に維持されていることを示す。一方 、図２ｂに示すように、分極磁場Ｂ、は、期間２０の間に立ち上げられ、期間２ １の間維持され、期間２２の間立ち下げられる。この磁場は、期間２３の間、零 に維持されたままである。人体に関する実験では、規格によって磁場の増大が１ 秒につき２０テスラに制限されていることを考慮すると、２テスラの公称磁場Ｂ 、を発生するためには、１００＋ａｓの上昇時間を選択することができる。問題 の区域１７の直径が２０ｃｒｎ程度の場合、１００１Ｓで約２テスラの高レベル 期間２１に関して、整流された電力は、約２００Ｋ　Ｖ　Ａである。有効区域１ ７の直径が３０ｃｍまで大きくなると、これらの電力は３〜４倍に大きくなる。

期間２２の間に、粒子の磁気モーメントの磁化Ｍは、図３に示したように傾いて 、共鳴磁場Ｂ、に方向が一致すると考えられる。磁化Ｍは、期間２２の始めに、 期間２Ｉ中の磁場Ｂ２及びＢ、の合成ベクトル成分に応じた方向にある。期間２ ２の始めにはＢ２の値がＢ。よりかなり大きいために、磁化Ｍは実際にはＢ２と 同一直線上にある。期間２２の間には、磁化Ｍは自然に多少減衰することが分か る。期間２３の間、磁化ＭがＢ。

と同一線上にある時、身体４の区域】７に含まれる部分に対して画像化シーケン スを行うことができる。

図２ｃから図２ｆは、スピンエコーを使用する２ＤＦＴと称される形式の画像化 方法を使用した、この型の画像化シーケンスを図示したものである。このように 、Ｚ軸に沿った横断面選択勾配のパルス２６の存在下でアンテナ５によって身体 ４に無線周波数電磁波励起２５をかける。この実施例では、横断面を形成する。

励起後、Ｙ軸に沿って配向した位相コード化勾配のパルス２７を印加する。この 位相コード化励起の特徴は、画像を形成するだめの一連のシーケンスにおいて、 １つのシーケンスと別のシーケンスでは、そのパルス２７の値が変化することに ある。身体によって再放射されるＮＭＲ信号の位相分散の反射を形成するために 、断面コード化勾配Ｇ２を有する同一の断面の再選択パルス２９の存在下で無線 周波数電磁波パルス２８、すなわち、いわゆるスピンエコーパルスを印加する。

２つの励起パルス２５及び２８の期間の２倍の期間（２Ｔ）後に、読出し勾配Ｇ Ｘの読出しパルス３１の存在下で、再生されたＮＭＲ信号３０が測定される。

これらのシーケンスは、公知である。特に、横断面選択パルス２６は、連続した 横断面記録パルス３２を備え、パルス３１の前には読出しプリコートパルス３３ が先行している。期間２３が約１００ｍ５の時、この期間２３中に、図２ｃｍ図 ２ｆに図示した特表平３−５０４３４２　（４） シーケンスに類似した多数の連続したシーケンスを実行することさえある。例え ば、この型のシーケンスの期間が約２５ｍ５の時、４回繰り返すことができる。

しがしながら、この場合は、パルス２６以外の横断面選択パルスによって別の横 断面の画像を形成することが選択される。この期間２３の間、あらゆる励起方法 を実施し、現在の技術状態で既に公知のあらゆる画イ９化方法を使用することが できることに注目することは重要である。

図３は、磁化Ｍ１すなわち、粒子の磁気モーメントが分極磁場Ｂ２の遮断の間は ぼ同じ値を保持していることを示している。それらの配向だけが変化する。しか しながら、この配向の変化、すなわち、Ｍのこのベクトル回転は、Ｂ２及びＢｏ の代数成分から生じるベクトルＢの回転が磁気モーメントの歳差周波数及び共鳴 周波数と比較して小さい時だけ可能である。この歳差周波数は、Ｂとγに比例し ている。但し、γは検査する粒子（すなわち、医療映像の分野では水素粒子）に 関連するジャイロ磁気係数である。従って、結局、確実にＢの角速度をγＢより がなり低くすることが必要である。しかし、ｒＢ自体は、γＢ０によってより低 い値に制限されている。実際、Ｂ２がゼロの時、γＢはｒＢｏと同じになる。上 記のようにＢ。が１０θガウスの場合、角速度Ｂと共鳴周波数との間の比を１０ ００に選択すると、減衰期間、すなわち、期間２２が最小になり、２５ｍ５に等 しくなる。しかし、実際は、問題はそれほど単純ではない。事実、Ｂ２の減衰（ 例えば、線形減衰）の始めでは、Ｂ２はＢ。より極めて大きいので、磁化Ｍの配 向は実際には無変化のままである。Ｂ２の減衰を緩和するのが必要なのは、期間 ２２の終わり頃Ｂ２がＢ。には止んど等しくなる時だけである。Ｂ２がＯである 時Ｍの角速度は最大値となり、従って、（ｄＢｚ／ａ　ｔ）／ＢＩｌｌに等しい ことが指摘できる。従って、その結果として、期間２２０間、Ｂ２の減衰の終わ りで徐々に速度を下げることが必要である。同じ現象は増大の場合にも当てはま るので、期間２０中、Ｂ２は、始点ではゆっくりと、終点ではより高い割合で大 きくなるようにしなければならない。

従って、問題は、減衰２２の間のどの時点から減衰速度を緩和することが必要か を知ることである。答えは、次の通りである。すなわち、減衰磁場Ｂ２がＢｏと ほとんど等しくなった時、減衰速度を緩和しなければならない。従って、約１０ ０ｍ５である期間２２中、９９ｍ５の間は１秒につき２０テスラの勾配でＢ。

を減衰させることが重要である。例えば、５ｍｓのそれに続く期間、磁場Ｂ２を ２００ガウスの値から減衰させて、０に到達させる。これらの条件下では、磁気 モーメントの磁化Ｍの配向は、ベクトル成分ＢＯ＋Ｂ２の配向から移動しないこ とが分かる。

この２段階の減衰を実施するためには、期間２２中の時間３４または期間２０中 の時間３８には＋Ｖすなわち＋Ｖボルトを、または、期間２１及び２３の間には Ｏボルトの電圧を生成することのできるスイッチング回路３５（図４に示した） を備える電力供給回路を使用することができる。この回路３５はフローティング 回路であり、誘導コイル１及び２に一定電圧を印加する。

これらの誘導コイルは、好ましくは、超伝導コイルである。

従って、それらの誘導コイルは、一定電圧を受けると、直線的に増加する電流を 通過させることができ、それによっ′で１直線的に増大する磁場を生成する。ス イッチング回路３５は、直列トランジスタの２つの二重ブリッジを備える。第１ の二重ブリッジ４０は、ブリッジ４１及び４２によって形成されている。

ブリッジ４１は、トランジスタ４３及び４６を備える。ブリッジ４２は、トラン ジスタ４４及び４５を備える。第２の二重ブリッジ４７は、ブリッジ４８及び４ ９によって構成されている。ブリッジ４８は、トランジスタ５０及び５３を備え る。ブリッジ４９は、トランジスタ５１及び５２を備える。全てのトランジスタ が逆方向放電用ダイオードを備える。２つの二重ブリッジは、それらの中点で直 列に接続されており、各々、電池５４または５５を備える。

ブリッジ内の電流の導通方向により、これらの電池から供給される電圧は、加算 されるか、または互いに打ち消される。

また、加算器５６が、これらの二重ブリッジとコイルＩ及び２とに直列接続され ている。この加算器は、期間３９及び３７０間に小さい傾斜を生じさせるために 使用される電圧段を形成する。

図５は、ブリッジ４１．４２．４８．４９に各々入力される命令０１％０２．０ ．及びＯｌを示している。ＡＤＤ信号は、例えば、シーケンサ１８によって生成 される信号であり、加算器５６内で電池によって生成した０ボルト電圧に加算さ れるためのものである。従って、期間３９の間、ＡＤＤ信号が入力されシ一方、 ブリッジ４２（０２）及び４ｇ（０，）間に形成された導通は、電池５４及び５ ５から各々供給される２つの等しい電圧■を相殺させる。期間３８の間では、Ａ ＤＤ信号は中断され、ブリッジ４２（０２）はカットオフされ、一方、ブリッジ ４１　（０，）が導通となり、ブリッジ４Ｂ　（０，）の導通は維持される。こ れらの電圧で、＋２■（一般的に３２０ボルト）の電圧をコイル１及び２に印加 する。期間２１の間、ブリッジ４１及び４２を再度逆にする。従って、一定電流 は、続けて、コイルｌ及び２を流れる。期間３４では、ブリッジ４８（０，）及 び４９（０４）を逆にする。−２■の電圧が供給されると、コイル１及び２内の 電流は減少する。期間３７中に、再度、ブリッジ４８及び４９を逆にする（電池 の電圧は中和される）。その間に、逆の極性を有するＡＤＤ信号を加算器５６に よって入力する。コイル１及び２内の電流は零になる。期間２３の間、スイッチ ング回路３５は、期間２１中と同じ配置である（しかし、もはや、コイル１及び ２内に電流は流れない）。

提供された可能性に従って、Ｂ２をＢｏと同じ配向に選択すると、磁化の問題は 起こらない。しかし、そのような場合でも、コイル１．２及び１２〜１５間の接 続を考慮する必要がある。

注目すべき点は、また、コイル１及び２をアンテナ５の代替物として使用するこ とができることである。

共鳴磁場Ｂ。は、所望するほど弱くすることはできない。

実際、勾配は、磁場の変化の原因となり、検査中、粒子はその磁場の変化を受け る。所定の電力の勾配について、画像区域の境界で変化Ｂが得られる時、Ｂｏを 少なくともＢ２の２倍に等しくして、処理中に検出される無線周波数信号の周波 数の反転現象を確実に防ぐことが必要である。この提案は、低電力勾配をまた低 共鳴磁場Ｂ０と共に使用することによって、より簡単に実際に実施される。事実 、高過ぎる電力勾配を使用すると、その共鳴磁場の縦方向に配向していない勾配 磁場成分を無視できるものとみなすことができない。この場合、検査区域１７の 境界で、従来技術での勾配の分極及び共鳴磁場に対する影テとほとんど同じ大き なの振幅を有する勾配の共鳴磁場に対する影響を選択することができる。しかし ながら、本発明によるＮＭＲ装置によって提供される利点から最大の恩恵を受け るためには、かなり高い勾配を使用することが好ましい。勾配の最大の効果は、 共鳴磁場Ｂ。の値の１０分の１に制限されると有効である。従って、より小さい 勾配（より低い値の電力供給を使用１−る）を形成して、逆説的に、ＮＭＲ信号 の各周波数成分間の識別効果をより大きくすることが必要である。これらの勾配 をその電力供給と組み合わせると、コストが低いだけでなく、より高い性能を有 する。実際、存在する勾配は、それらの電力供給と使用モードによって保持され 、磁場Ｂ０はその勾配によってそれらの影響区域の境界に形成される磁場の１０ 倍の強さを有するように選択される。これによって、画像の生成に関する制約を 全て保持することができる。

低い共鳴周波数では、アンテナ５のインピーダンスは、患者の身体によって提供 されるインピーダンスと比較すると無視できることを考慮して、このアンテナの インピーダンスをかなり小さくしなければならない。超伝導型のアンテナを選択 するのが好ましい。この場合、そのアンテナは、宇宙通信に使用される型の冷却 された増幅ヘッドに結合される。

磁場Ｂ０は連続して保持されるのが好ましいが、磁場Ｂ２は周期的に形成される 。この磁場Ｂ２を形成する周期の期間は、特定の画像化方法のために決定される 繰り返し時間Ｔｒに等しいように選択するのが好ましい。例えば、スピン−スピ ン緩和時間（Ｔ２）内に画像を形成しようとする場合、繰り返し時間Ｔ、を１ま たは２秒に選択することが望ましい。スピン−格子緩和時間（Ｔ、）で画像を形 成しようきする時、検査される物質の種類に応じて、繰り返し時間Ｔ、を約２０ ０〜４００ｍ５に選択するのが好ましい。これらの時間は、完全に上記の説明と 両立する。

磁気モーメントの平均磁化は、高レベル期間２１が連続的に維持された場合の磁 気モーメントの値に等しくないことが観察される。その平均磁化は、むしろ、磁 気モーメントがその値の半分である時の平均磁化と等しいかまたはそれより小さ い。

ＦＩＧ−５ 補正書の翻訳文提出書（特許法第１８４条の８）平成３年３月３０日

Claims (8)

【特許請求の範囲】
1. １．検査する身体に強い分極磁場を作用させる手段と、上記身体を電磁波で励起 させる手段と、身体による応答として再放射される電磁波を測定する手段とを備 えるＮＭＲ装置において、さらに、強さが上記分極磁場よりかなり低い共鳴磁場 を生成する手段と、 上記身体内での電磁波の測定の前に分極磁場を消滅させる手段 とを備えることを特徴とするＮＭＲ装置。
2. ２．励起の前に上記分極磁場を消滅させる手段を備えることを特徴とする請求項 １に記載のＮＭＲ装置。
3. ３．上記分極磁場を消滅させる手段は、消滅を弱める手段を備えることを特徴と する請求項１に記載のＮＭＲ装置。
4. ４．上記共鳴磁場を、上記分極磁場に比較して相対的にかなり均一にする手段を 備えることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載のＮＭＲ装置。
5. ５．上記共鳴磁場に直角に分極磁場を形成する手段を備えることを特徴とする請 求項１〜４のいずれか１項に記載のＮＭＲ装置。
6. ６．上記電磁波の励起及び測定手段は、超伝導アンテナを備えることを特徴とす る請求項１〜５のいずれか１項に記載のＮＭＲ装置。
7. ７．検査する身体に強い分極磁場を作用させる上記手段と上記分極磁場を消滅さ せる手段は、サイリスタ型電力供給源を備えることを特徴とする請求項１〜６の いずれか１項に記載のＮＭＲ装置。
8. ８．上記ＮＭＲ装置は、上記電磁波の一連の励起一測定シーケンスを実施するイ メージング装置を備え、さらに、上記分極磁場を周期的に再構成する手段を備え ることを特徴とする請求項１〜７のいずれか１項に記載のＮＭＲ装置。