JPH0576514A - 核磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
核磁気共鳴イメージング装置Info
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- JPH0576514A JPH0576514A JP3265434A JP26543491A JPH0576514A JP H0576514 A JPH0576514 A JP H0576514A JP 3265434 A JP3265434 A JP 3265434A JP 26543491 A JP26543491 A JP 26543491A JP H0576514 A JPH0576514 A JP H0576514A
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- Japan
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- magnetic field
- frequency
- static magnetic
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- nuclear magnetic
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Abstract
(57)【要約】
【目的】温度上昇等により静磁場が変動したときに、核
磁気共鳴の周波数が変化して、再構成画像にボケが生ず
ることを防止する。 【構成】ＲＦパルス、傾斜磁場の印加方法を変更したパ
ルスシーケンスを実行して、その各パルスシーケンスの
時間経過に応じて静磁場の変動によるＮＭＲ信号の中心
周波数を予め計測し、その値をメモリー１へ記録してお
く。そして、撮像時には、パルスシーケンスに応じた記
録データをＣＵＰ１１によりメモリー１から読み出し、
シーケンサ１２を介して高周波発振器１７の発振周波数
を順次変更する。。 【効果】静磁場が変動しても、それに応じて高周波発振
器の出力周波数が追従するので、ＮＭＲ信号は追従した
周波数を基準にして処理されるので、再構成画像中には
静磁場の変動によるボケは生じない。
磁気共鳴の周波数が変化して、再構成画像にボケが生ず
ることを防止する。 【構成】ＲＦパルス、傾斜磁場の印加方法を変更したパ
ルスシーケンスを実行して、その各パルスシーケンスの
時間経過に応じて静磁場の変動によるＮＭＲ信号の中心
周波数を予め計測し、その値をメモリー１へ記録してお
く。そして、撮像時には、パルスシーケンスに応じた記
録データをＣＵＰ１１によりメモリー１から読み出し、
シーケンサ１２を介して高周波発振器１７の発振周波数
を順次変更する。。 【効果】静磁場が変動しても、それに応じて高周波発振
器の出力周波数が追従するので、ＮＭＲ信号は追従した
周波数を基準にして処理されるので、再構成画像中には
静磁場の変動によるボケは生じない。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、核磁気共鳴を利用して
被検体の所望の断層面を映像化する核磁気共鳴イメ−ジ
ング装置（以下、ＭＲＩ装置と略す）において、特に信
号計測中の静磁場の変動に起因する画像のボケの発生を
抑制する技術に関する。
被検体の所望の断層面を映像化する核磁気共鳴イメ−ジ
ング装置（以下、ＭＲＩ装置と略す）において、特に信
号計測中の静磁場の変動に起因する画像のボケの発生を
抑制する技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲＩ装置では被検体の特定原子核に高
周波パルスを照射して共鳴励起し、共鳴した原子核より
放出される高周波信号（これをＮＭＲ信号という）を検
出し、これをもとに画像の再構成を行なう。
周波パルスを照射して共鳴励起し、共鳴した原子核より
放出される高周波信号（これをＮＭＲ信号という）を検
出し、これをもとに画像の再構成を行なう。
【０００３】上記、ＮＭＲ信号の周波数は被検体の置か
れた静磁場発生装置の磁場強度に依存し、例えば対象と
する核種を水素原子核（プロトン）とすれば、静磁場強
度が０．２Ｔではその周波数は８．５１４ＭＨｚであ
る。画像を再構成するためには被検体を磁場強度一定の
静磁場内に配置し、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸方向それぞれに傾
斜磁場コイルを設置し傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを所定
のシーケンスに則って被検体に印加するとともに、この
静磁場、傾斜磁場とともに上記高周波パルスを照射し
て、ＮＭＲ信号を受信する。この傾斜磁場の加え方によ
り、被検体の所望のスライス面設定が行なえる。また、
ＭＲＩ装置では撮像シ−ケンスによって多様なＮＭＲ画
像が得られるが、この場合も傾斜磁場と高周波パルスの
組合せによって、ＮＭＲ信号の性質を特徴づけている。
れた静磁場発生装置の磁場強度に依存し、例えば対象と
する核種を水素原子核（プロトン）とすれば、静磁場強
度が０．２Ｔではその周波数は８．５１４ＭＨｚであ
る。画像を再構成するためには被検体を磁場強度一定の
静磁場内に配置し、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸方向それぞれに傾
斜磁場コイルを設置し傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを所定
のシーケンスに則って被検体に印加するとともに、この
静磁場、傾斜磁場とともに上記高周波パルスを照射し
て、ＮＭＲ信号を受信する。この傾斜磁場の加え方によ
り、被検体の所望のスライス面設定が行なえる。また、
ＭＲＩ装置では撮像シ−ケンスによって多様なＮＭＲ画
像が得られるが、この場合も傾斜磁場と高周波パルスの
組合せによって、ＮＭＲ信号の性質を特徴づけている。
【０００４】このようにＭＲＩ装置では、静磁場強度は
基本となるＮＭＲ信号の周波数を決定し、撮像視野内の
磁場勾配を傾斜磁場コイルで発生した傾斜磁場によって
変化させＮＭＲ信号を得ているため、被検体の撮像視野
内の静磁場は、均一であることが要求される。一般にＭ
ＲＩ装置は静磁場発生のために永久磁石や常伝導コイ
ル、超伝導コイルを使用し、さらに補正用のコイルや磁
性体などを使用して静磁場の不均一を補正している。ま
た、静磁場強度の時間的な変動はＮＭＲ信号の中心周波
数の変動となり画像のボケの原因となるため、図２に示
すように静磁場の強度は時間に対して一定で有ることが
要求される。永久磁石方式の静磁場発生装置では静磁場
の温度係数が比較的大きいため、温度変化による静磁場
強度の変化を防ぐために温度制御を行ない、常に磁石の
温度を一定に保っている。これにより画像歪やボケの無
い、良好な画像が得られている。
基本となるＮＭＲ信号の周波数を決定し、撮像視野内の
磁場勾配を傾斜磁場コイルで発生した傾斜磁場によって
変化させＮＭＲ信号を得ているため、被検体の撮像視野
内の静磁場は、均一であることが要求される。一般にＭ
ＲＩ装置は静磁場発生のために永久磁石や常伝導コイ
ル、超伝導コイルを使用し、さらに補正用のコイルや磁
性体などを使用して静磁場の不均一を補正している。ま
た、静磁場強度の時間的な変動はＮＭＲ信号の中心周波
数の変動となり画像のボケの原因となるため、図２に示
すように静磁場の強度は時間に対して一定で有ることが
要求される。永久磁石方式の静磁場発生装置では静磁場
の温度係数が比較的大きいため、温度変化による静磁場
強度の変化を防ぐために温度制御を行ない、常に磁石の
温度を一定に保っている。これにより画像歪やボケの無
い、良好な画像が得られている。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、信号計
測中に傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイルはその抵抗成
分により熱を発生する。このために永久磁石の温度が時
間の経過と共に上昇し、図３のシ−ケンスＡに示すよう
に静磁場強度が変化し、これにより得られるＮＭＲ信号
の中心周波数も変化する。たとえば時刻ｔ１の周波数は
ｆ１となる。この周波数は信号計測の基準周波数である
ため、このＮＭＲ信号を送受信の基準周波数を基に画像
を再構成した場合にはボケた画像となり画質の劣化が起
こるというような問題がある。 本発明は、上述したよ
うな問題点を解消するためになされたものであり、傾斜
磁場コイルの発熱によって中心周波数が時間変動しても
信号計測中にこれを補正し、再構成画像のボケを防ぐこ
とを目的とする。
測中に傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイルはその抵抗成
分により熱を発生する。このために永久磁石の温度が時
間の経過と共に上昇し、図３のシ−ケンスＡに示すよう
に静磁場強度が変化し、これにより得られるＮＭＲ信号
の中心周波数も変化する。たとえば時刻ｔ１の周波数は
ｆ１となる。この周波数は信号計測の基準周波数である
ため、このＮＭＲ信号を送受信の基準周波数を基に画像
を再構成した場合にはボケた画像となり画質の劣化が起
こるというような問題がある。 本発明は、上述したよ
うな問題点を解消するためになされたものであり、傾斜
磁場コイルの発熱によって中心周波数が時間変動しても
信号計測中にこれを補正し、再構成画像のボケを防ぐこ
とを目的とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】信号計測中に印加する傾
斜磁場コイルの発熱のために永久磁石の温度が時間経過
に伴い上昇して静磁場強度が変化し、これに比例して中
心周波数も変化する。従って上記の問題を解決する手段
として、パルスシ−ケンスのパラメ−タ−に応じて温度
上昇による中心周波数の変化を予測し、信号計測中に高
周波発振器から発生する送受信の基準周波数である中心
周波数をこれと対応させて変化させることとした。
斜磁場コイルの発熱のために永久磁石の温度が時間経過
に伴い上昇して静磁場強度が変化し、これに比例して中
心周波数も変化する。従って上記の問題を解決する手段
として、パルスシ−ケンスのパラメ−タ−に応じて温度
上昇による中心周波数の変化を予測し、信号計測中に高
周波発振器から発生する送受信の基準周波数である中心
周波数をこれと対応させて変化させることとした。
【０００７】
【作用】本発明によれば、パルスシ−ケンスのパラメ−
タ−に応じて変化する温度上昇の値を実験的に求め、こ
れにより静磁場強度に対応した中心周波数の変化を予測
する。実際の信号計測中には、この変化に基づいて時間
の経過と共に高周波発振器から発生する中心周波数を変
化させる。したがって、静磁場強度が変化して信号の中
心周波数が変化しても、得られるＮＭＲ信号の中心周波
数と高周波発振器の周波数の差が無くなるため、画像の
ボケを未然に防ぐことができる。
タ−に応じて変化する温度上昇の値を実験的に求め、こ
れにより静磁場強度に対応した中心周波数の変化を予測
する。実際の信号計測中には、この変化に基づいて時間
の経過と共に高周波発振器から発生する中心周波数を変
化させる。したがって、静磁場強度が変化して信号の中
心周波数が変化しても、得られるＮＭＲ信号の中心周波
数と高周波発振器の周波数の差が無くなるため、画像の
ボケを未然に防ぐことができる。
【０００８】
【実施例】以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて
詳細に説明する。図４は本発明に係るＭＲＩ装置の全体
構成図を示すブロック図である。このＭＲＩ装置は、核
磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体６の断層画像
を得るもので、静磁場発生磁石１０と、中央処理装置
（以下、ＣＰＵという）１１と、シ−ケンサ１２と送信
系１３と、勾配磁場発生系１４と、受信系１５と、信号
処理系１６とからなる。
詳細に説明する。図４は本発明に係るＭＲＩ装置の全体
構成図を示すブロック図である。このＭＲＩ装置は、核
磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体６の断層画像
を得るもので、静磁場発生磁石１０と、中央処理装置
（以下、ＣＰＵという）１１と、シ−ケンサ１２と送信
系１３と、勾配磁場発生系１４と、受信系１５と、信号
処理系１６とからなる。
【０００９】上記静磁場発生磁石１０は、被検体６の周
りにその体軸と直交する方向に強く均一な静磁場を発生
させるもので、上記被検体６の周りのある広がりをもっ
た空間に永久磁石方式又は常伝導方式あるいは超伝導方
式の磁場発生手段が配置されている。
りにその体軸と直交する方向に強く均一な静磁場を発生
させるもので、上記被検体６の周りのある広がりをもっ
た空間に永久磁石方式又は常伝導方式あるいは超伝導方
式の磁場発生手段が配置されている。
【００１０】上記シ−ケンサ１２は、ＣＰＵ１１の制御
で動作し、被検体６の断層画像のデ−タ収集に必要な種
々の命令を送信系１３及び勾配磁場発生系１４並びに受
信系１５に送るものである。
で動作し、被検体６の断層画像のデ−タ収集に必要な種
々の命令を送信系１３及び勾配磁場発生系１４並びに受
信系１５に送るものである。
【００１１】上記送信系１３は、高周波発振器１７と変
調器１８と高周波増幅器１９と送信側の高周波コイル２
０ａとからなり、上記高周波発振器１７から出力された
高周波信号をシ−ケンサ１２の命令で出力された振幅の
値で変調器１８により振幅変調し、この振幅変調された
高周波パルスを高周波増幅器１９で増幅した後に被検体
６に近接して配置された高周波送信コイル２０ａに供給
することにより、電磁波が上記被検体６に照射されるよ
うになっている。
調器１８と高周波増幅器１９と送信側の高周波コイル２
０ａとからなり、上記高周波発振器１７から出力された
高周波信号をシ−ケンサ１２の命令で出力された振幅の
値で変調器１８により振幅変調し、この振幅変調された
高周波パルスを高周波増幅器１９で増幅した後に被検体
６に近接して配置された高周波送信コイル２０ａに供給
することにより、電磁波が上記被検体６に照射されるよ
うになっている。
【００１２】上記勾配磁場発生系１４は、Ｘ，Ｙ，Ｚの
３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル２１とそれぞれのコ
イルを駆動する傾斜磁場電源２２とからなり、上記シ−
ケンサ１２からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜
磁場電源２２を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸
方向の傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを被検体６に印加する
ようになっている。この傾斜磁場の加え方により、被検
体６に対するスライス面を設定することができる。
３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル２１とそれぞれのコ
イルを駆動する傾斜磁場電源２２とからなり、上記シ−
ケンサ１２からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜
磁場電源２２を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸
方向の傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを被検体６に印加する
ようになっている。この傾斜磁場の加え方により、被検
体６に対するスライス面を設定することができる。
【００１３】上記受信系１５は、受信側の高周波コイル
２０ｂと増幅器２３と直交位相検波器２４とＡ／Ｄ変換
器２５とからなり、上記送信系の高周波コイル２０ａか
ら照射された電磁波による被検体６の応答の電磁波（Ｎ
ＭＲ信号）は被検体６に近接して配置された高周波受信
コイル２０ｂで検出され、増幅器２３及び直交位相検波
器２４を介してＡ／Ｄ変換器２５に入力してデジタル量
に変換され、さらにシ−ケンサ１２からの命令によるタ
イミングで直交位相検波器２４によりサンプリングされ
た２系統の収集デ−タとされ、その信号が信号処理系１
６に送られるようになっている。
２０ｂと増幅器２３と直交位相検波器２４とＡ／Ｄ変換
器２５とからなり、上記送信系の高周波コイル２０ａか
ら照射された電磁波による被検体６の応答の電磁波（Ｎ
ＭＲ信号）は被検体６に近接して配置された高周波受信
コイル２０ｂで検出され、増幅器２３及び直交位相検波
器２４を介してＡ／Ｄ変換器２５に入力してデジタル量
に変換され、さらにシ−ケンサ１２からの命令によるタ
イミングで直交位相検波器２４によりサンプリングされ
た２系統の収集デ−タとされ、その信号が信号処理系１
６に送られるようになっている。
【００１４】この信号処理系１６は、ＣＰＵ１１と、磁
気ディスク２６及び磁気テ−プ２７等の記録装置と、Ｃ
ＲＴ等のディスプレイ２８とからなり上記ＣＰＵ１１で
フ−リエ変換、補正係数計算、画像再構成等の処理を行
ない、任意断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適
当な演算を行なって得られた分布を画像化してディスプ
レイ２８に表示するようになっている。
気ディスク２６及び磁気テ−プ２７等の記録装置と、Ｃ
ＲＴ等のディスプレイ２８とからなり上記ＣＰＵ１１で
フ−リエ変換、補正係数計算、画像再構成等の処理を行
ない、任意断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適
当な演算を行なって得られた分布を画像化してディスプ
レイ２８に表示するようになっている。
【００１５】尚、図４において、送信側及び受信側の高
周波コイル２０ａ，２０ｂと傾斜磁場コイル２１は、被
検体１の周りの空間に配置された静磁場発生磁石１０の
磁場空間内に配置されている。図３は時間による中心周
波数の変化を示した図である。破線は温度変化が無い場
合で中心周波数は時間によらず一定（Ｆ0）である。シ
−ケンスＡ，Ｂ，Ｃは所定のパルスシーケンスＡ，Ｂ，
Ｃを実行したことによる傾斜磁場コイルの発熱によって
中心周波数が時間経過に従い変化している様子を示した
図である。ここに示した磁石は温度変化に対して負の係
数を持つ場合で、温度上昇により静磁場強度が下がり中
心周波数も低くなっている。たとえば、シ−ケンスＡの
時刻 ｔ１の周波数はｆ１で、時刻 ｔ２の周波数はｆ２
・・・である。従って高周波パルス印加時と信号受信中
に高周波発振器１７から発生する周波数をその時刻に応
じた周波数とすれば、受信信号と基準周波数の差が無く
なる様にすることができる。また、図３に示したように
パルスシ−ケンスの違いにより傾斜磁場の強度、印加時
間やパルスのデュ−ティ−が異なるために時間あたりの
周波数変化量は各パルスシ−ケンスによって異なる。従
ってパルスシ−ケンスに応じて周波数変化量を変える必
要がある。
周波コイル２０ａ，２０ｂと傾斜磁場コイル２１は、被
検体１の周りの空間に配置された静磁場発生磁石１０の
磁場空間内に配置されている。図３は時間による中心周
波数の変化を示した図である。破線は温度変化が無い場
合で中心周波数は時間によらず一定（Ｆ0）である。シ
−ケンスＡ，Ｂ，Ｃは所定のパルスシーケンスＡ，Ｂ，
Ｃを実行したことによる傾斜磁場コイルの発熱によって
中心周波数が時間経過に従い変化している様子を示した
図である。ここに示した磁石は温度変化に対して負の係
数を持つ場合で、温度上昇により静磁場強度が下がり中
心周波数も低くなっている。たとえば、シ−ケンスＡの
時刻 ｔ１の周波数はｆ１で、時刻 ｔ２の周波数はｆ２
・・・である。従って高周波パルス印加時と信号受信中
に高周波発振器１７から発生する周波数をその時刻に応
じた周波数とすれば、受信信号と基準周波数の差が無く
なる様にすることができる。また、図３に示したように
パルスシ−ケンスの違いにより傾斜磁場の強度、印加時
間やパルスのデュ−ティ−が異なるために時間あたりの
周波数変化量は各パルスシ−ケンスによって異なる。従
ってパルスシ−ケンスに応じて周波数変化量を変える必
要がある。
【００１６】図１は本発明の概略を示した図である。上
述したように傾斜磁場コイルの発熱による温度上昇はパ
ルスシ−ケンス毎に異なるため、予め実験的にパルスシ
−ケンス毎にこの周波数変動を一度計測し、シ−ケンサ
内のメモリ−１に記憶される。実際の計測時にはシ−ケ
ンサ１２はＣＰＵ１１から設定されたシ−ケンスパラメ
−タ−に対応したデ−タをメモリ−１から読み出し、周
波数変動の予測値を得る。この変動デ−タに基づき、信
号計測中にシ−ケンサ１２は高周波発振器１７の発振周
波数を順次変更させる。例えば図３に示したシ−ケンス
Ａの場合には初めの周波数はＦ０であり、 時刻 ｔ１の
周波数はｆ１で、時刻 ｔ２の周波数はｆ２・・・であ
り、シ−ケンスＢの場合には時刻 ｔ１の周波数はｆ
１’で、時刻ｔ２の周波数はｆ２’・・・となる。した
がって静磁場強度が変化し、その中心周波数が変わって
も得られるＮＭＲ信号の中心周波数との差が無くなり画
像のボケを抑制することができる。
述したように傾斜磁場コイルの発熱による温度上昇はパ
ルスシ−ケンス毎に異なるため、予め実験的にパルスシ
−ケンス毎にこの周波数変動を一度計測し、シ−ケンサ
内のメモリ−１に記憶される。実際の計測時にはシ−ケ
ンサ１２はＣＰＵ１１から設定されたシ−ケンスパラメ
−タ−に対応したデ−タをメモリ−１から読み出し、周
波数変動の予測値を得る。この変動デ−タに基づき、信
号計測中にシ−ケンサ１２は高周波発振器１７の発振周
波数を順次変更させる。例えば図３に示したシ−ケンス
Ａの場合には初めの周波数はＦ０であり、 時刻 ｔ１の
周波数はｆ１で、時刻 ｔ２の周波数はｆ２・・・であ
り、シ−ケンスＢの場合には時刻 ｔ１の周波数はｆ
１’で、時刻ｔ２の周波数はｆ２’・・・となる。した
がって静磁場強度が変化し、その中心周波数が変わって
も得られるＮＭＲ信号の中心周波数との差が無くなり画
像のボケを抑制することができる。
【００１７】又、ここでは静磁場発生磁石は永久磁石方
式の場合を例にとって説明したが、常伝導、超伝導方式
などのＭＲＩ装置の場合において、周波数の時間変動の
ある時にも適用可能である。
式の場合を例にとって説明したが、常伝導、超伝導方式
などのＭＲＩ装置の場合において、周波数の時間変動の
ある時にも適用可能である。
【００１８】
【発明の効果】以上述べたように本発明は、静磁場発生
装置の温度変化による中心周波数の変動量を予め計測
し、これをメモリ−１に記憶する。そしてシ−ケンサ１
２は信号計測中にパルスシ−ケンスのパラメ−タ−に応
じて上記メモリ−１より周波数変動量のデ−タを読み出
し、このデ−タに基づき時間の経過と共に高周波発振器
の周波数を順次変更する。これにより、高周波発振器の
出力周波数はＮＭＲ信号の中心周波数に追随できるた
め、これら２つの周波数差が無くなり、周波数変化によ
るボケ画像の発生を抑制することが出来るという効果が
ある。
装置の温度変化による中心周波数の変動量を予め計測
し、これをメモリ−１に記憶する。そしてシ−ケンサ１
２は信号計測中にパルスシ−ケンスのパラメ−タ−に応
じて上記メモリ−１より周波数変動量のデ−タを読み出
し、このデ−タに基づき時間の経過と共に高周波発振器
の周波数を順次変更する。これにより、高周波発振器の
出力周波数はＮＭＲ信号の中心周波数に追随できるた
め、これら２つの周波数差が無くなり、周波数変化によ
るボケ画像の発生を抑制することが出来るという効果が
ある。
【図１】 本発明の中心周波数補正法の実施例図
【図２】 理想的な静磁場強度を示す図
【図３】 パルスシ−ケンスによる中心周波数の変化を
示す図
示す図
【図４】 本発明に係るＭＲＩ装置の実施例図
【符号の説明】 １ メモリ １１ ＣＰＵ １２ シ−ケンサ １７ 高周波発振器
Claims (1)
- 【請求項１】被検体に均一な静磁場を与える手段と、傾
斜磁場を与える手段と、前記被検体の組織を構成する原
子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場
を与える高周波パルス送信手段と、前記核磁気共鳴によ
る信号を検出する核磁気共鳴信号検出手段と、該共鳴信
号を用いて画像再構成演算を行なう演算手段とを有した
核磁気共鳴イメ−ジング装置において、前記高周波パル
ス送信手段はパルスシ−ケンスのパラメ−タ−に応じて
計測中に変化する静磁場の中心周波数を予め予測し、こ
れに対応して高周波発振器の発振周波数を追随させ、信
号計測中における中心周波数の変化による画像のボケを
補正する手段を備えたことを特徴とする核磁気共鳴イメ
−ジング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3265434A JPH0576514A (ja) | 1991-09-18 | 1991-09-18 | 核磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3265434A JPH0576514A (ja) | 1991-09-18 | 1991-09-18 | 核磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0576514A true JPH0576514A (ja) | 1993-03-30 |
Family
ID=17417104
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3265434A Pending JPH0576514A (ja) | 1991-09-18 | 1991-09-18 | 核磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0576514A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007121037A (ja) * | 2005-10-26 | 2007-05-17 | Keio Gijuku | 磁気共鳴法を用いて試料中のプロトン性溶媒の挙動の分布を測定する測定装置、測定方法およびプログラム |
| US8797032B2 (en) | 2010-07-02 | 2014-08-05 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
-
1991
- 1991-09-18 JP JP3265434A patent/JPH0576514A/ja active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007121037A (ja) * | 2005-10-26 | 2007-05-17 | Keio Gijuku | 磁気共鳴法を用いて試料中のプロトン性溶媒の挙動の分布を測定する測定装置、測定方法およびプログラム |
| US8797032B2 (en) | 2010-07-02 | 2014-08-05 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
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