JPH0246827A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置Info
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- JPH0246827A JPH0246827A JP63198018A JP19801888A JPH0246827A JP H0246827 A JPH0246827 A JP H0246827A JP 63198018 A JP63198018 A JP 63198018A JP 19801888 A JP19801888 A JP 19801888A JP H0246827 A JPH0246827 A JP H0246827A
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- gradient magnetic
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Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
「発明の目的」
(産業上の利用分野)
本発明は磁気共鳴イメージング装置に関し、特に安定し
た振幅を有する共振傾斜磁場の発生が可能であり、へ速
にて高い空間分解能を有する被検体の画像情報を収集可
能な磁気共鳴イメージング装置に関する。。
た振幅を有する共振傾斜磁場の発生が可能であり、へ速
にて高い空間分解能を有する被検体の画像情報を収集可
能な磁気共鳴イメージング装置に関する。。
(従来の技術)
磁気共鳴イメージング装fi!j(MRI)は次のよう
な方法で被検体の生理学的、解剖学的情報を(ηるもの
であるII Tなりち一様静磁場中に冒かれた被検体に
対し、スライシング用傾斜磁場を印加した状態で、励起
用無線周波磁場を印加し、磁場強度が所定の値をもち、
対象核種、例えばプロ!−ン、のラー−〔ア周波数が前
記励起用無線周波磁場の周波数に等しい断層内対象核種
を選択的に励起1Jることによりスライシングが行われ
る。ぞしてスピンの位置座標情報を後述の磁気共鳴信号
の位相にエンコードするため前記スライシング用傾斜磁
場に垂直に、また互いに直角をなづ2方向に傾斜磁場を
印加する。
な方法で被検体の生理学的、解剖学的情報を(ηるもの
であるII Tなりち一様静磁場中に冒かれた被検体に
対し、スライシング用傾斜磁場を印加した状態で、励起
用無線周波磁場を印加し、磁場強度が所定の値をもち、
対象核種、例えばプロ!−ン、のラー−〔ア周波数が前
記励起用無線周波磁場の周波数に等しい断層内対象核種
を選択的に励起1Jることによりスライシングが行われ
る。ぞしてスピンの位置座標情報を後述の磁気共鳴信号
の位相にエンコードするため前記スライシング用傾斜磁
場に垂直に、また互いに直角をなづ2方向に傾斜磁場を
印加する。
その後、スピンの静磁場方向への自由誘導減衰(FID
)により生じる?ff磁波放射を磁気共鳴(MR)fi
号として受信コイルで受信する。
)により生じる?ff磁波放射を磁気共鳴(MR)fi
号として受信コイルで受信する。
受fごされたMlで信号は、インタフェイス、中央情報
処理装置(CPtJ)および記憶装置等から構成される
コンピュータ系で断層画像情報へと再構成され、また記
憶Whiff内に格納される。さらに、断層画像情報は
モニタ上に表示され観察がなされ、被検体に関する生理
学的ならび解剖学的情報を与える。
処理装置(CPtJ)および記憶装置等から構成される
コンピュータ系で断層画像情報へと再構成され、また記
憶Whiff内に格納される。さらに、断層画像情報は
モニタ上に表示され観察がなされ、被検体に関する生理
学的ならび解剖学的情報を与える。
方MRI、特に高速MRIにおいては被検体からのMR
倍信号非常に高速に収集される。この信号は時間的に変
化するものとして収集・処理されるが、プロトンの被検
体内2次元的あるいは3次元的分布の情報を有するよう
に、この信号上にプロ(ヘン分布情報が1ン]−ド(空
間エンコード)されている必要がある。
倍信号非常に高速に収集される。この信号は時間的に変
化するものとして収集・処理されるが、プロトンの被検
体内2次元的あるいは3次元的分布の情報を有するよう
に、この信号上にプロ(ヘン分布情報が1ン]−ド(空
間エンコード)されている必要がある。
この空間エンコードを高速に行うための手段として印加
中の傾斜磁場の強度を所定の態様にて、例えばインダク
タンスとキャパシタンスとの共振現象を利用して時間に
対し正弦波的に変化させる方式、すなわち共振傾斜磁場
方式が知られている一般にこのような共成傾斜4a場と
しては次のような特性を有していることが要求される。
中の傾斜磁場の強度を所定の態様にて、例えばインダク
タンスとキャパシタンスとの共振現象を利用して時間に
対し正弦波的に変化させる方式、すなわち共振傾斜磁場
方式が知られている一般にこのような共成傾斜4a場と
しては次のような特性を有していることが要求される。
■ 波形の振幅が安定し時間的に変動しないこと■ 印
加開始時および印加終了時に過渡振動を起さず過渡特性
のすぐれていること −3よび、 ■ 大きな出力を有すること。
加開始時および印加終了時に過渡振動を起さず過渡特性
のすぐれていること −3よび、 ■ 大きな出力を有すること。
前記共振傾斜磁場法における傾斜磁場波形としてはさま
ざまな形のものが用いられてぎたが、Richard
R,Rzedzianその他によるUS特許NO,4
6282644ま正弦波のみならず余弦波6R’、トぐ
きる点で持重的であり、また、傾斜磁場の出力を増加さ
せるために、第2図に示されるように例えば傾斜磁場コ
イル2bに並列にコンデン93bを接続し傾斜磁場コイ
ル2bのインダクタンスと並列共振を起すように構成し
、増幅器4b出力が小さなものでずむようになされてい
る。さらに、傾斜磁場印加開始時にあらかじめ]ンデン
リ3bに電荷を蓄えて43 <ことにより、また、傾斜
磁場フィルに流れる電流が零のとき傾斜磁場印加を終了
するように設定することにより傾斜磁場印加開始時およ
び終了時の過渡特性をも向上するようになされている。
ざまな形のものが用いられてぎたが、Richard
R,Rzedzianその他によるUS特許NO,4
6282644ま正弦波のみならず余弦波6R’、トぐ
きる点で持重的であり、また、傾斜磁場の出力を増加さ
せるために、第2図に示されるように例えば傾斜磁場コ
イル2bに並列にコンデン93bを接続し傾斜磁場コイ
ル2bのインダクタンスと並列共振を起すように構成し
、増幅器4b出力が小さなものでずむようになされてい
る。さらに、傾斜磁場印加開始時にあらかじめ]ンデン
リ3bに電荷を蓄えて43 <ことにより、また、傾斜
磁場フィルに流れる電流が零のとき傾斜磁場印加を終了
するように設定することにより傾斜磁場印加開始時およ
び終了時の過渡特性をも向上するようになされている。
(発明が解決しようとする課題)
しかしながら上に述べた従来技術には次のような問題が
ある。すなわち、この方法では傾斜磁場として要求され
る前記特性■の実現ないし改良に対しては特に対策がと
られていない。したがって例えば温石変化等の原因によ
り共振回路のQファクターが変動すれば、それにより共
振傾斜磁場の態様が所定のものから大きくずれたちのと
なってしまう。
ある。すなわち、この方法では傾斜磁場として要求され
る前記特性■の実現ないし改良に対しては特に対策がと
られていない。したがって例えば温石変化等の原因によ
り共振回路のQファクターが変動すれば、それにより共
振傾斜磁場の態様が所定のものから大きくずれたちのと
なってしまう。
すなわら、例えばQファクターは傾斜磁場コイル2bを
流れる電流と増幅器4bの出力電流の比という意味を右
するが、増幅器2bの出力電流値には上限があるから、
Qファクターが減少した場合傾斜!a場ココイルbには
所期のものより小さな電流しか流れずしたがって十分な
傾斜磁場強度が得られなくなるという事態が生じる。
流れる電流と増幅器4bの出力電流の比という意味を右
するが、増幅器2bの出力電流値には上限があるから、
Qファクターが減少した場合傾斜!a場ココイルbには
所期のものより小さな電流しか流れずしたがって十分な
傾斜磁場強度が得られなくなるという事態が生じる。
この場合、所期の空間エンコードは行われないから、正
確<Iプロトン分布情報を得ることはできなくなる。
確<Iプロトン分布情報を得ることはできなくなる。
本発明は従来tg、術におけるこのような問題を解決す
るためになされたものであり、安定した傾斜磁場強度の
変化態様を有し、高速にて高い空間分解能を有する被検
体スライス画像情報を収集7i1能な磁気共鳴イメージ
ング装置を提供することを目的とする。
るためになされたものであり、安定した傾斜磁場強度の
変化態様を有し、高速にて高い空間分解能を有する被検
体スライス画像情報を収集7i1能な磁気共鳴イメージ
ング装置を提供することを目的とする。
[発明の構成1
(課題を解決するlcめの手段)
本発明の磁気共鳴イメージング装置は上記目的を達成す
るために、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルと、傾斜
磁場発生のための電力を供給する電力供給回路と、共振
傾斜磁場を発生するため傾斜磁場コイルに接続されるコ
ンデンサ回路と、傾斜磁場の強度を検出する傾斜T!i
場強度検出手段と、傾斜磁場強度検出手段の検出結果を
入力し共振傾斜磁場の振幅が一定であるように電力供給
回路の供給電力をυ1111する供給電力制御手段等を
右するものである。。
るために、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルと、傾斜
磁場発生のための電力を供給する電力供給回路と、共振
傾斜磁場を発生するため傾斜磁場コイルに接続されるコ
ンデンサ回路と、傾斜磁場の強度を検出する傾斜T!i
場強度検出手段と、傾斜磁場強度検出手段の検出結果を
入力し共振傾斜磁場の振幅が一定であるように電力供給
回路の供給電力をυ1111する供給電力制御手段等を
右するものである。。
(作用)
傾斜磁場強度検出手段は傾斜磁場コイルと」ンデンサ回
路との共振により発生する共振傾斜磁場強度を測定・検
出し、供給電力制御手段はこの傾斜磁場強度検出手段か
らの信号にもとずぎ電力供給手段の供給する電力を制m
+−iる。すなわち共振傾斜磁場の振幅が増大傾向にあ
るとぎは電力供給手段の供給電力を減少させ、あるいは
共振傾斜磁場の振幅が減少傾向にあるときは電力供給手
段の供給電力を増加さけることによって結果的に共振傾
斜磁場の振幅を一定値に保つ。
路との共振により発生する共振傾斜磁場強度を測定・検
出し、供給電力制御手段はこの傾斜磁場強度検出手段か
らの信号にもとずぎ電力供給手段の供給する電力を制m
+−iる。すなわち共振傾斜磁場の振幅が増大傾向にあ
るとぎは電力供給手段の供給電力を減少させ、あるいは
共振傾斜磁場の振幅が減少傾向にあるときは電力供給手
段の供給電力を増加さけることによって結果的に共振傾
斜磁場の振幅を一定値に保つ。
(実施例)
以下図面を参照しつつ本発明の実施例について説明する
。
。
第1図に本発明の実施例のMRI装置における傾斜磁場
発生装d1aの構成を示J。
発生装d1aの構成を示J。
本実施例のMRI装置は、傾斜磁場発生装置1aの他に
従来公知のように静磁場発生装置、RF−送信および受
信コイル、RF受(Mコイルを通じて受信されたMR倍
信号入力し、ザンブリング、A109m、Q速フーリエ
変換等の処理を行い、画像情報を再構成するインタフェ
イス、処理プログラムおよび再構成された画像情報等の
記憶を行う記憶装量d3よびMRIMieff全体の制
御を行うCPU等を有する。
従来公知のように静磁場発生装置、RF−送信および受
信コイル、RF受(Mコイルを通じて受信されたMR倍
信号入力し、ザンブリング、A109m、Q速フーリエ
変換等の処理を行い、画像情報を再構成するインタフェ
イス、処理プログラムおよび再構成された画像情報等の
記憶を行う記憶装量d3よびMRIMieff全体の制
御を行うCPU等を有する。
第1図に示されるように、本実施例における傾斜磁場発
生装ei1aは、傾斜磁場コイル2a1傾斜1a−11
u二lイル2aと共振を生じるためのコンデンサ3a、
入力信号viの電力増幅を行う増幅器4の a、傾斜磁d@l印加聞始・終了用のスイッチ回路5a
、フィードバック要素6、電流検出用抵抗7′8を有す
る。
生装ei1aは、傾斜磁場コイル2a1傾斜1a−11
u二lイル2aと共振を生じるためのコンデンサ3a、
入力信号viの電力増幅を行う増幅器4の a、傾斜磁d@l印加聞始・終了用のスイッチ回路5a
、フィードバック要素6、電流検出用抵抗7′8を有す
る。
ここで増幅器4、電流検出用抵抗7、フィードバック要
素6がそれぞれ特許請求の範囲で述べた電力供給回路、
傾斜磁場強度検出手段、供給電力ill a手段に相当
する。
素6がそれぞれ特許請求の範囲で述べた電力供給回路、
傾斜磁場強度検出手段、供給電力ill a手段に相当
する。
傾斜!Ifl場]イル2aにおける共振傾斜磁場梵(1
時、増幅器4aには図示されない正弦波発生部からの正
弦波伏目が入力F48 V iとして入力される。
時、増幅器4aには図示されない正弦波発生部からの正
弦波伏目が入力F48 V iとして入力される。
スイッチ回路りaにより傾斜磁場°コイル2aと切り離
された状態にあるコンデンサ3aに、所定の量の静電エ
ネギーが蓄えられた後、スイッチ回路5aを閉じること
により、共振傾斜磁場の被検体への印加が開始される。
された状態にあるコンデンサ3aに、所定の量の静電エ
ネギーが蓄えられた後、スイッチ回路5aを閉じること
により、共振傾斜磁場の被検体への印加が開始される。
電流検出用抵抗7の値は、コンデンサ3aのキャパシタ
ンスと傾斜磁場コイル2aのインダクタンスによるLC
並列共振回路のQファクターを減少させ、傾斜磁場強度
を弱めることのないよう可能な限り低い値に設定される
。
ンスと傾斜磁場コイル2aのインダクタンスによるLC
並列共振回路のQファクターを減少させ、傾斜磁場強度
を弱めることのないよう可能な限り低い値に設定される
。
本領斜&fi場発生装e1aは、ネガjイブフィードバ
ック法により傾斜磁場コイル2a中の電流変化振幅の安
定化を図る。
ック法により傾斜磁場コイル2a中の電流変化振幅の安
定化を図る。
すなわら、電流検出用抵抗7を通じて検出された傾斜磁
場コイル2aを流れる電流に対応する信号はフィードバ
ック要素6においてゲインコントロールを受は増幅器4
aにフィードバックされる。
場コイル2aを流れる電流に対応する信号はフィードバ
ック要素6においてゲインコントロールを受は増幅器4
aにフィードバックされる。
#j幅器48に:おいて傾斜磁場コイル2aを流れる電
流の振幅が基準の値を下回っていれば増幅器4aの増幅
率は高められ、逆に検出された傾斜磁場コイル2aを流
れるiff流が基準の値を上回っていれば増幅率は低め
られ、したがって常に安定した振幅にて傾斜磁場コイル
2a中の電流が変化するように自動釣に調節がなされる
。
流の振幅が基準の値を下回っていれば増幅器4aの増幅
率は高められ、逆に検出された傾斜磁場コイル2aを流
れるiff流が基準の値を上回っていれば増幅率は低め
られ、したがって常に安定した振幅にて傾斜磁場コイル
2a中の電流が変化するように自動釣に調節がなされる
。
したがって傾斜磁場コイル2aは常に安定したシ幅の共
振傾斜磁場を発生するので、高分解能のMR倍信号収集
することができる。
振傾斜磁場を発生するので、高分解能のMR倍信号収集
することができる。
共振傾斜磁場の被検体への印加は、すべての共振エネル
ギーがコンデン+13aに移動した時点でスイッチ回路
5aを開くことによって終了される。
ギーがコンデン+13aに移動した時点でスイッチ回路
5aを開くことによって終了される。
本発明の実IJl!i態様としては上記されたところの
ものに限られないのであって、例えば傾斜磁場の変化振
幅の安定化を達成するための傾斜磁場コイル′Iti流
の検出方法としては上記検出用抵抗を用いるものの他に
種々の方法が可能であり、また傾斜磁場強度を直接測定
し、この測定結果にもとずさ増幅器の増幅率を傾斜11
f!強度変化の振幅が一定となるように調節するように
構成してもよい。
ものに限られないのであって、例えば傾斜磁場の変化振
幅の安定化を達成するための傾斜磁場コイル′Iti流
の検出方法としては上記検出用抵抗を用いるものの他に
種々の方法が可能であり、また傾斜磁場強度を直接測定
し、この測定結果にもとずさ増幅器の増幅率を傾斜11
f!強度変化の振幅が一定となるように調節するように
構成してもよい。
[発明の効′X!:1
安定した共振傾斜磁場が得られ、n速に高い空間分解能
を有する磁気共l@伯号の収集が可能となり、戯影時間
の短縮化および断層画像の8分解能化が達成される。
を有する磁気共l@伯号の収集が可能となり、戯影時間
の短縮化および断層画像の8分解能化が達成される。
第1図は本発明の実施例の磁気共鳴イメージングKlに
J3ける傾斜磁場発生装置に対するブロック構成図、第
2図は従来技術の傾斜磁場発生装置に対するブロック構
成図である。 la、1b−・・傾斜fa、12発生装置2a、2b・
・・傾斜磁場コイル 3a 、3b・・・コンデンサ 4a 、4b・・・増幅器 5a、5b・・・スイッチ回路 6・・・フィードバック要素 7・・・電流検出用抵抗
J3ける傾斜磁場発生装置に対するブロック構成図、第
2図は従来技術の傾斜磁場発生装置に対するブロック構
成図である。 la、1b−・・傾斜fa、12発生装置2a、2b・
・・傾斜磁場コイル 3a 、3b・・・コンデンサ 4a 、4b・・・増幅器 5a、5b・・・スイッチ回路 6・・・フィードバック要素 7・・・電流検出用抵抗
Claims (1)
- 傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルと、傾斜磁場発生の
ための電力を供給する電力供給回路と、共振傾斜磁場を
発生するため傾斜磁場コイルに接続されるコンデンサ回
路と、傾斜磁場の強度を検出する傾斜磁場強度検出手段
と、傾斜磁場強度検出手段の検出結果を入力し共振傾斜
磁場の振幅が一定であるように電力供給回路の供給電力
を制御する供給電力制御手段等を有することを特徴とす
る磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP63198018A JPH0246827A (ja) | 1988-08-10 | 1988-08-10 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP63198018A JPH0246827A (ja) | 1988-08-10 | 1988-08-10 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH0246827A true JPH0246827A (ja) | 1990-02-16 |
JPH0530462B2 JPH0530462B2 (ja) | 1993-05-10 |
Family
ID=16384148
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP63198018A Granted JPH0246827A (ja) | 1988-08-10 | 1988-08-10 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH0246827A (ja) |
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP2294436A1 (en) * | 2008-06-20 | 2011-03-16 | Irving Weinberg | Apparatus and method for decreasing bio-effects of magnetic gradient field gradients |
US9411030B2 (en) | 2008-06-20 | 2016-08-09 | Weinberg Medical Physics Llc | Apparatus and method for decreasing bio-effects of magnetic gradient field gradients |
US9612308B2 (en) | 2008-06-20 | 2017-04-04 | Weinberg Medical Physics Inc | Ultra-fast magnetic field for electron paramagnetic resonance imaging used in monitoring dose from proton or hadron therapy |
US9726738B2 (en) | 2013-06-21 | 2017-08-08 | Weinberg Medical Physics Inc. | Energy-saving method of generating time-varying magnetic gradients for use in MRI |
-
1988
- 1988-08-10 JP JP63198018A patent/JPH0246827A/ja active Granted
Cited By (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP2294436A1 (en) * | 2008-06-20 | 2011-03-16 | Irving Weinberg | Apparatus and method for decreasing bio-effects of magnetic gradient field gradients |
EP2294436A4 (en) * | 2008-06-20 | 2011-07-06 | Irving Weinberg | DEVICE AND METHOD FOR REDUCING THE BIO EFFECTS OF MAGNETIC FIELD GRADIENTS |
US8154286B2 (en) | 2008-06-20 | 2012-04-10 | Irving Weinberg | Apparatus and method for decreasing bio-effects of magnetic fields |
US9411030B2 (en) | 2008-06-20 | 2016-08-09 | Weinberg Medical Physics Llc | Apparatus and method for decreasing bio-effects of magnetic gradient field gradients |
US9612308B2 (en) | 2008-06-20 | 2017-04-04 | Weinberg Medical Physics Inc | Ultra-fast magnetic field for electron paramagnetic resonance imaging used in monitoring dose from proton or hadron therapy |
US9726738B2 (en) | 2013-06-21 | 2017-08-08 | Weinberg Medical Physics Inc. | Energy-saving method of generating time-varying magnetic gradients for use in MRI |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH0530462B2 (ja) | 1993-05-10 |
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