JPH0620437B2 - ダイナミック分極式の低磁場ｎｍｒ装置 - Google Patents
ダイナミック分極式の低磁場ｎｍｒ装置Info
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- JPH0620437B2 JPH0620437B2 JP1510491A JP51049189A JPH0620437B2 JP H0620437 B2 JPH0620437 B2 JP H0620437B2 JP 1510491 A JP1510491 A JP 1510491A JP 51049189 A JP51049189 A JP 51049189A JP H0620437 B2 JPH0620437 B2 JP H0620437B2
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Description
【発明の詳細な説明】 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ＮＭＲ装置のコストの低減に大きく貢献するこ
とができる。
（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ＮＭＲ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、χＢ0 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、Ｂ０はＮＭＲ
装置の配向磁場の強さである。
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、χＢ0 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、Ｂ０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。
正し、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Ｂ０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Ｂ０に比例していることになる。
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Ｂ０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。
正し、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Ｂ０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Ｂ０に比例していることになる。
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Ｂ０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大きい。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Ｂ０に比例した周波数で共鳴
し始める。従って、配向磁場Ｂ０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。
られる磁化はかなり大きい。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Ｂ０に比例した周波数で共鳴
し始める。従って、配向磁場Ｂ０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装置の異なる装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40MH
zである。従って、共鳴磁場での値の百万分の１の不均
一性は、約40Hzの共鳴偏移を生じさせる。これは、12.5
ms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ＮＭ
Ｒ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。
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装置の異なる装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40MH
zである。従って、共鳴磁場での値の百万分の１の不均
一性は、約40Hzの共鳴偏移を生じさせる。これは、12.5
ms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ＮＭ
Ｒ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、励起パルスと反射パルス（また、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連のシーケンス中の粒
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ＳＳＦＰ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、調整及び使用は、困難で
ある。
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、励起パルスと反射パルス（また、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連のシーケンス中の粒
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ＳＳＦＰ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、調整及び使用は、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装置を提供することに
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、弱めるられるこになる。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。
することからなる、異なるＮＭＲ装置を提供することに
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、弱めるられるこになる。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。
このような消滅化手段が設けられた装置が、英国特許出
願公開ＧＢ−Ａ−２１２８７３５号に開示されている。
その文献では、しかしながら、分極磁場と共鳴磁場とが
同一線上ある。その結果、分極磁場を切り換える際の相
互影響を解消することに成功していない。上記文献の第
３図では、しかし、励起パルスＨ１の印加の前に、分極
磁場ＨＭがオフに切り換えられる。
願公開ＧＢ−Ａ−２１２８７３５号に開示されている。
その文献では、しかしながら、分極磁場と共鳴磁場とが
同一線上ある。その結果、分極磁場を切り換える際の相
互影響を解消することに成功していない。上記文献の第
３図では、しかし、励起パルスＨ１の印加の前に、分極
磁場ＨＭがオフに切り換えられる。
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テラスではなく、100ガウスの共鳴磁場を選択す
ると、共鳴周波数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。
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テラスではなく、100ガウスの共鳴磁場を選択す
ると、共鳴周波数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励起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。
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励起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ないので、
自己インダクタン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。
実施される。強い分極磁場は完全である必要ないので、
自己インダクタン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。
図面の簡単な説明 図１は、本発明によるＮＭＲ装置を図示したものであ
る。
る。
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。
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。
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。
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。
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Ｂ２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
化処理では、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10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。
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Ｂ２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
化処理では、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10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16によって電力供給されるもう１
組のコイル12〜15は、磁場Ｂ2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Ｂ０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。
れている。電力発生器16によって電力供給されるもう１
組のコイル12〜15は、磁場Ｂ2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Ｂ０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Ｂ２が存在する時そ
の磁場Ｂ２の強さは約２テラスであり、遮断された時は
強さはもちろん０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。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の周期点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。
の磁場Ｂ２の強さは約２テラスであり、遮断された時は
強さはもちろん０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。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の周期点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、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ＮＭ
Ｒ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、まはや、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。
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、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ＮＭ
Ｒ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、まはや、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Ｂ２を形成す
るためには、巻回数が可能な限りい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１及び２は小さい。磁場Ｂ２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Ｂ２は、画像区域17において磁場Ｂ
０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Ｂ２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。
ないという事実を考慮して、強い分極磁場Ｂ２を形成す
るためには、巻回数が可能な限りい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１及び２は小さい。磁場Ｂ２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Ｂ２は、画像区域17において磁場Ｂ
０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Ｂ２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２ａ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Ｂ2は、期間20の間に立ち上げられ、期間21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考慮すると、２テスラの公称磁場
Ｂ２を発生するためには、100ms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20cm程度の場合、
100ms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200ＫＶＡである。有効区域17の直径が3
0cmまで大きくなると、これらの電力は３〜４倍に大き
くなる。
る。図２ａ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Ｂ2は、期間20の間に立ち上げられ、期間21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考慮すると、２テスラの公称磁場
Ｂ２を発生するためには、100ms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20cm程度の場合、
100ms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200ＫＶＡである。有効区域17の直径が3
0cm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Ｂ０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21中の
磁場Ｂ２及びＢ０の合成ベクトル成分に応じた方向にあ
る。期間22の始めにはＢ２の値がＢ０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Ｂ０と同一線上にある時、身
体４の区域17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。
に示したように傾いて、共鳴磁場Ｂ０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21中の
磁場Ｂ２及びＢ０の合成ベクトル成分に応じた方向にあ
る。期間22の始めにはＢ２の値がＢ０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Ｂ０と同一線上にある時、身
体４の区域17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、画像を形成するための
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Ｇz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Ｇx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。
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、画像を形成するための
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Ｇz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Ｇx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ドパルス33が先行してい
る。期間23が約100msの時、この期間23中に、図２ｃ〜
図２ｆに図示した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25msの時、４回繰り返すことがで
きる。しかしながら、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、あるゆる励起方法を実
施し、現在の技術状態で既に公知のあらゆる画像化方法
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。
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ドパルス33が先行してい
る。期間23が約100msの時、この期間23中に、図２ｃ〜
図２ｆに図示した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25msの時、４回繰り返すことがで
きる。しかしながら、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、あるゆる励起方法を実
施し、現在の技術状態で既に公知のあらゆる画像化方法
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Ｍ、すなわち、粒子の磁気モーメントが分
極磁場Ｂ２の遮断の間ほ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Ｂ0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
りかなり低くすることが必要である。しかし、γＢ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、γはγＢ０と同じになる。上記の
ようにＢ０が100ガウスの場合、角速度Ｂと共鳴周波数
との間の比を1000に選択すると、減衰期間、すなわち、
期間22が最小になり、25ms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Ｂ０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Ｂ０にほとんど等しくなる時だけであ
る。Ｂ２が０である時Ｍの角速度は最大値となり、従っ
て、（ｄＢ2／ｄｔ）／Ｂ0に等しいことが指摘できる。
従って、その結果として、期間22の間、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。
極磁場Ｂ２の遮断の間ほ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Ｂ0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
りかなり低くすることが必要である。しかし、γＢ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、γはγＢ０と同じになる。上記の
ようにＢ０が100ガウスの場合、角速度Ｂと共鳴周波数
との間の比を1000に選択すると、減衰期間、すなわち、
期間22が最小になり、25ms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Ｂ０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Ｂ０にほとんど等しくなる時だけであ
る。Ｂ２が０である時Ｍの角速度は最大値となり、従っ
て、（ｄＢ2／ｄｔ）／Ｂ0に等しいことが指摘できる。
従って、その結果として、期間22の間、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Ｂ０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100msである期間22中、99msの間は１秒につ
き20テスラの勾配でＢ２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Ｂ0＋Ｂ2の配向から移動しないことが分かる。
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Ｂ０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100msである期間22中、99msの間は１秒につ
き20テスラの勾配でＢ２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Ｂ0＋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０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、それによって、直線的に増大
する坐ばを生成する。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49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１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37の
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。
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０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、それによって、直線的に増大
する坐ばを生成する。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49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１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37の
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。
第５は、ブリッジ41、42、48、49に各々入力される命令
Ｏ1、Ｏ2、Ｏ3及びＯ4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、一方、ブリッジ42（Ｏ2）及び48（Ｏ3）
間に形成された導通は、電池54及び55から各々供給され
る２つの等しい電圧Ｖを相殺させる。期間38の間では、
ＡＤＤ信号は中断され、ブリッジ42（Ｏ2）はカットオ
フされ、一方、ブリッジ41（Ｏ1）が導通となり、ブリ
ッジ48（Ｏ3）の導通は維持される。これらの電圧＋２
Ｖ（一般的には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１及び２を流
れる。期間34では、ブリッジ48（Ｏ3）及び49（Ｏ4）を
逆にする。−２Ｖ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）。
Ｏ1、Ｏ2、Ｏ3及びＯ4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、一方、ブリッジ42（Ｏ2）及び48（Ｏ3）
間に形成された導通は、電池54及び55から各々供給され
る２つの等しい電圧Ｖを相殺させる。期間38の間では、
ＡＤＤ信号は中断され、ブリッジ42（Ｏ2）はカットオ
フされ、一方、ブリッジ41（Ｏ1）が導通となり、ブリ
ッジ48（Ｏ3）の導通は維持される。これらの電圧＋２
Ｖ（一般的には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１及び２を流
れる。期間34では、ブリッジ48（Ｏ3）及び49（Ｏ4）を
逆にする。−２Ｖ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Ｂ０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。
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。
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Ｂ0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、Ｂ０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
対する影響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Ｂ０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す
る）を形成して、逆説的に、ＮＭＲ信号の各周波崇成分
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。
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、Ｂ０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
対する影響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Ｂ０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す
る）を形成して、逆説的に、ＮＭＲ信号の各周波崇成分
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。
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Ｂ
２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Ｔｒ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(Tr)で画像
を形成しようとする時、検査される物質の種類に応じ
て、繰り返し時間Ｔｒを約200〜400ms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。
２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Ｔｒ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(Tr)で画像
を形成しようとする時、検査される物質の種類に応じ
て、繰り返し時間Ｔｒを約200〜400ms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。
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。
Claims (5)
- 【請求項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、 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励起の前に分極磁場を消滅させ
る手段と を備えるＮＭＲ装置において、 さらに、上記共鳴磁場に直角に分極磁場を形成する手段
を備え、 上記分極磁場を消滅させる手段は、分極磁場の消滅速度
を緩やかにする手段を備える ことを特徴とするＮＭＲ装置。 - 【請求項２】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に記載のＮＭＲ装置。 - 【請求項３】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または２に
記載のＮＭＲ装置。 - 【請求項４】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また
は２に記載のＮＭＲ装置。 - 【請求項５】上記ＮＭＲ装置は、上記電磁波の一連の励
起−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または２に記載のＮＭ
Ｒ装置。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR8812836A FR2621392A1 (fr) | 1988-09-30 | 1988-09-30 | Machine de rmn a bas champ et a polarisation dynamique |
| FR88/12836 | 1988-09-30 | ||
| PCT/FR1989/000485 WO1990003583A1 (fr) | 1988-09-30 | 1989-09-22 | Machine de rmn a bas champ et a polarisation dynamique |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03504342A JPH03504342A (ja) | 1991-09-26 |
| JPH0620437B2 true JPH0620437B2 (ja) | 1994-03-23 |
Family
ID=9370581
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1510491A Expired - Fee Related JPH0620437B2 (ja) | 1988-09-30 | 1989-09-22 | ダイナミック分極式の低磁場ｎｍｒ装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5208533A (ja) |
| EP (1) | EP0445125A1 (ja) |
| JP (1) | JPH0620437B2 (ja) |
| FR (1) | FR2621392A1 (ja) |
| WO (1) | WO1990003583A1 (ja) |
Families Citing this family (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5307015A (en) * | 1990-06-29 | 1994-04-26 | The Regents Of The University Of California | NMR relaxometry using variable initial flip angle |
| US5629624A (en) * | 1990-06-29 | 1997-05-13 | The Regents Of The University Of California | Switched field magnetic resonance imaging |
| US5659629A (en) * | 1995-04-07 | 1997-08-19 | General Electric Company | Visualization of a multi-dimensional data set acquired with a surface receive coil |
| DE19911043A1 (de) * | 1999-03-12 | 2000-09-14 | Philips Corp Intellectual Pty | MR-Verfahren |
| ITSV20000009A1 (it) * | 2000-02-25 | 2001-08-25 | Esaote Spa | Metodo, attrezzo e sistema per l'esecuzione di misure di verifica e correzioni dei campi magnetici nei magneti per macchine per il rilevamen |
| CN1287160C (zh) * | 2002-02-06 | 2006-11-29 | 加利福尼亚大学董事会 | 超低场下squid检测的nmr和mri |
| DE102008020574B4 (de) * | 2008-04-24 | 2011-06-01 | MRB Forschungszentrum für Magnet - Resonanz - Bayern e.V. | Vorrichtung und Verfahren zur Steuerung eines Magnetresonanztomographiegeräts |
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