JPH10225445A - 低速傾斜磁場変動による超高速ｍｒイメージング方法 - Google Patents
低速傾斜磁場変動による超高速ｍｒイメージング方法Info
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- JPH10225445A JPH10225445A JP9043053A JP4305397A JPH10225445A JP H10225445 A JPH10225445 A JP H10225445A JP 9043053 A JP9043053 A JP 9043053A JP 4305397 A JP4305397 A JP 4305397A JP H10225445 A JPH10225445 A JP H10225445A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】ＭＲＩにおいて画像化の一層の高速化を実現し
つつも、生体内や装置内に電流誘導により発生する渦電
流が発生することがなく、ＭＲＩ装置の中で定位や治療
を目的とした機器が利用でき、また与えられる傾斜磁場
強度の精度も高精度にすることができる超高速ＭＲイメ
ージング方法を提供する。 【構成】測定物質４を静磁場Ｈ0 内におき、時間的に一
定な傾斜磁場と励起パルスとして広帯域周波数を有する
ＲＦ波を印加する
つつも、生体内や装置内に電流誘導により発生する渦電
流が発生することがなく、ＭＲＩ装置の中で定位や治療
を目的とした機器が利用でき、また与えられる傾斜磁場
強度の精度も高精度にすることができる超高速ＭＲイメ
ージング方法を提供する。 【構成】測定物質４を静磁場Ｈ0 内におき、時間的に一
定な傾斜磁場と励起パルスとして広帯域周波数を有する
ＲＦ波を印加する
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は核磁気共鳴（ＮＭＲ）
による超高速ＭＲイメージング方法に関するものであ
る。この技術は物性工学、流体工学、生物学、医学、薬
学の分野において生体や物質の内部を非破壊的に画像化
して形態的な構造、化学的な結合状態、流れの可視化、
手術中の検査診断などに利用することができる。
による超高速ＭＲイメージング方法に関するものであ
る。この技術は物性工学、流体工学、生物学、医学、薬
学の分野において生体や物質の内部を非破壊的に画像化
して形態的な構造、化学的な結合状態、流れの可視化、
手術中の検査診断などに利用することができる。
【０００２】
【従来の技術】従来のＮＭＲによる物質の空間分布の画
像化装置は、測定物質の周囲に静磁場発生用磁石と磁場
勾配コイルとを備え、静磁場発生用磁石で非常に強い均
一な磁場を形成し、これと共に磁場勾配コイルで局所的
に磁場の強さを制御している。ＭＲ（(Magnetic Resona
nce)イメージング（核磁気共鳴イメージング）は、時・
空間的に一定な静磁場Ｈ0 において磁気共鳴のためにＲ
Ｆ（電磁）波を測定物質に印加する。共鳴元素の密度や
化学構造などの空間分布を画像化するためには、ｘ，
ｙ，ｚ方向に空間的に磁場強度が異なる傾斜磁場を重畳
する。従来の画像化手法は、ＲＦ波による選択励起の後
に、位相エンコードと読み出し用の傾斜磁場を印加し
て、磁気共鳴するスピンの位相を測定領域の三次元位置
に応じて変化させ、これによって誘起されるスピンに由
来する磁気モーメントの挙動をin-phaseの状態にしてgr
adient echo やstilmulated echo などを観測してい
る。
像化装置は、測定物質の周囲に静磁場発生用磁石と磁場
勾配コイルとを備え、静磁場発生用磁石で非常に強い均
一な磁場を形成し、これと共に磁場勾配コイルで局所的
に磁場の強さを制御している。ＭＲ（(Magnetic Resona
nce)イメージング（核磁気共鳴イメージング）は、時・
空間的に一定な静磁場Ｈ0 において磁気共鳴のためにＲ
Ｆ（電磁）波を測定物質に印加する。共鳴元素の密度や
化学構造などの空間分布を画像化するためには、ｘ，
ｙ，ｚ方向に空間的に磁場強度が異なる傾斜磁場を重畳
する。従来の画像化手法は、ＲＦ波による選択励起の後
に、位相エンコードと読み出し用の傾斜磁場を印加し
て、磁気共鳴するスピンの位相を測定領域の三次元位置
に応じて変化させ、これによって誘起されるスピンに由
来する磁気モーメントの挙動をin-phaseの状態にしてgr
adient echo やstilmulated echo などを観測してい
る。
【０００３】測定物質を静磁場Ｈ0 中に置き、ｘ方向の
傾斜磁場Ｇ（X ）を印加した際のスピンの共鳴周波数ν
i は、次式で与えられる。 νi ＝γi （Ｈ0 ＋Ｇ（x ））（１−σ） （１） ここで、γi 、σは、各々、磁気共鳴する元素ｉの磁気
回転比、遮蔽定数である。式（１）において、共鳴周波
数を変化させるために傾斜磁場Ｇ（x ）をｘ方向に線形
に加えて計測されたエコー信号をフーリエ変換すれば、
ｘとνi が対応することになる。これが画像化の原理で
ある。ここで励起パルスの周波数は図９に示すようにν
i で一定である。このＭＲＩにおいて、時間分解能を向
上させるための高速・超高速画像化手法では、この傾斜
磁場を高速度で変化させることにより撮像時間を短縮す
る努力がされている。
傾斜磁場Ｇ（X ）を印加した際のスピンの共鳴周波数ν
i は、次式で与えられる。 νi ＝γi （Ｈ0 ＋Ｇ（x ））（１−σ） （１） ここで、γi 、σは、各々、磁気共鳴する元素ｉの磁気
回転比、遮蔽定数である。式（１）において、共鳴周波
数を変化させるために傾斜磁場Ｇ（x ）をｘ方向に線形
に加えて計測されたエコー信号をフーリエ変換すれば、
ｘとνi が対応することになる。これが画像化の原理で
ある。ここで励起パルスの周波数は図９に示すようにν
i で一定である。このＭＲＩにおいて、時間分解能を向
上させるための高速・超高速画像化手法では、この傾斜
磁場を高速度で変化させることにより撮像時間を短縮す
る努力がされている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】しかるに、この傾斜磁
場を高速度で変化させるためには、高強度の傾斜磁場を
短時間で駆動しなければならないが、その場合は高速駆
動に伴う渦電流の影響などの問題がある。すなわち、傾
斜磁場を高速で駆動することにより、画像化する際に生
体内や装置内に電流誘導により発生する渦電流が障害と
なって、ＭＲＩ装置の中で定位や治療を目的とした機器
が利用できない場合が生じる。また高速駆動により与え
られる傾斜磁場強度の精度にも問題が生じる。このよう
なことからＭＲＩにおいて画像化の一層の高速化を実現
しつつも、生体内や装置内に電流誘導により発生する渦
電流が発生することがなく、ＭＲＩ装置の中で定位や治
療を目的とした機器が利用でき、また与えられる傾斜磁
場強度の精度も高精度に制御することができる超高速Ｍ
Ｒイメージング技術の開発が望まれている。
場を高速度で変化させるためには、高強度の傾斜磁場を
短時間で駆動しなければならないが、その場合は高速駆
動に伴う渦電流の影響などの問題がある。すなわち、傾
斜磁場を高速で駆動することにより、画像化する際に生
体内や装置内に電流誘導により発生する渦電流が障害と
なって、ＭＲＩ装置の中で定位や治療を目的とした機器
が利用できない場合が生じる。また高速駆動により与え
られる傾斜磁場強度の精度にも問題が生じる。このよう
なことからＭＲＩにおいて画像化の一層の高速化を実現
しつつも、生体内や装置内に電流誘導により発生する渦
電流が発生することがなく、ＭＲＩ装置の中で定位や治
療を目的とした機器が利用でき、また与えられる傾斜磁
場強度の精度も高精度に制御することができる超高速Ｍ
Ｒイメージング技術の開発が望まれている。
【０００５】この発明は上記の如き事情に鑑みてなされ
たものであって、ＭＲＩにおいて画像化の一層の高速化
を実現しつつも、生体内や装置内に電流誘導により発生
する渦電流が従来の手法に比して極端に低く、ＭＲＩ装
置の中で定位や治療を目的とした機器が利用でき、また
与えられる傾斜磁場強度の精度も高精度に制御すること
ができる超高速ＭＲイメージング方法を提供することを
目的とするものである。
たものであって、ＭＲＩにおいて画像化の一層の高速化
を実現しつつも、生体内や装置内に電流誘導により発生
する渦電流が従来の手法に比して極端に低く、ＭＲＩ装
置の中で定位や治療を目的とした機器が利用でき、また
与えられる傾斜磁場強度の精度も高精度に制御すること
ができる超高速ＭＲイメージング方法を提供することを
目的とするものである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】この目的に対応して、こ
の発明の低速傾斜磁場変動による超高速ＭＲイメージン
グ方法は、測定物質を静磁場Ｈ0 内におき、時間的に一
定な傾斜磁場と励起パルスとして広帯域周波数を有する
ＲＦ波を印加することを特徴としている。
の発明の低速傾斜磁場変動による超高速ＭＲイメージン
グ方法は、測定物質を静磁場Ｈ0 内におき、時間的に一
定な傾斜磁場と励起パルスとして広帯域周波数を有する
ＲＦ波を印加することを特徴としている。
【０００７】
【実施の形態】以下、この発明の詳細を一実施例を示す
図面について説明する。まず、この発明のイメージング
方法において使用するＭＲ画像化装置について説明す
る。
図面について説明する。まず、この発明のイメージング
方法において使用するＭＲ画像化装置について説明す
る。
【０００８】図１において１はＭＲ画像化装置である。
ＭＲ画像化装置１は励起装置２を備えている。励起装置
２は測定領域３を区画するとともに、測定領域３内の測
定物質４を励起する。励起装置２にはＲＦパルス発生器
９からＲＦパルスが供給される。励起装置２の外側に磁
石５及び傾斜磁場コイル６が配設されている。磁石５は
静磁場を形成するための磁石であって、安定な高い磁場
を形成することが望ましく、常電導磁石、超電導磁石、
永久磁石が用いられ、静磁場強度Ｈ0 は例えば常電導磁
石で０．０２〜０．２５Ｔ、超電導磁石で０．３５〜２
Ｔである。磁石５が常電導磁石の場合には励磁電源７か
ら電流が供給される。傾斜磁場コイル６は測定領域３に
傾斜磁場を形成するコイルである。傾斜磁場コイル６に
は、駆動装置８によって制御された電流が電源１１から
供給されて磁場勾配を形成する。磁場勾配の勾配ｇｚは
例えばｇｚ＝２０ｇａｕｓｓ ／ｃｍである。測定物質
４からの信号の処理のために、信号処理装置１２、画像
処理装置１３が設けられ、画像はディスプレ―１４に表
示される。
ＭＲ画像化装置１は励起装置２を備えている。励起装置
２は測定領域３を区画するとともに、測定領域３内の測
定物質４を励起する。励起装置２にはＲＦパルス発生器
９からＲＦパルスが供給される。励起装置２の外側に磁
石５及び傾斜磁場コイル６が配設されている。磁石５は
静磁場を形成するための磁石であって、安定な高い磁場
を形成することが望ましく、常電導磁石、超電導磁石、
永久磁石が用いられ、静磁場強度Ｈ0 は例えば常電導磁
石で０．０２〜０．２５Ｔ、超電導磁石で０．３５〜２
Ｔである。磁石５が常電導磁石の場合には励磁電源７か
ら電流が供給される。傾斜磁場コイル６は測定領域３に
傾斜磁場を形成するコイルである。傾斜磁場コイル６に
は、駆動装置８によって制御された電流が電源１１から
供給されて磁場勾配を形成する。磁場勾配の勾配ｇｚは
例えばｇｚ＝２０ｇａｕｓｓ ／ｃｍである。測定物質
４からの信号の処理のために、信号処理装置１２、画像
処理装置１３が設けられ、画像はディスプレ―１４に表
示される。
【０００９】この発明のイメージング方法は上記のＭＲ
画像化装置１を使用して次のようにして実施される。生
体を含む測定物質４を静磁場Ｈ0 のマダネット内に置
く。測定の対象とする生体内の元素ｉに関する情報を検
出する場合、（１）式で与えられるように静磁場Ｈ0 と
傾斜磁場Ｇ（ｘ，ｙ，ｚ）に対して、νi のＲＦ波を照
射する。その際、Ｇ（ｘ，ｙ，ｚ）の強度を可変するこ
とにより共鳴周波数νi が変化し、空間位置に依存して
異なった周波数で共鳴する。これにより、空間的に分離
できる。逆に、時間的に一定な傾斜磁場Ｇ（ｘ，ｙ，
ｚ）を印加して、νi を可変しても、元素ｉの空間的な
分離が可能となる。即ち、静磁場Ｈ0 中で時間的に一定
な傾斜ピンの空間位置（ｘ，ｙ，ｚ）において与えられ
るＧ（ｘ，ｙ，ｚ）に対応して周波数｛νi ±Ｗ｝で共
鳴することになる。従って、Ｗを画像化する領域に対応
する共鳴周波数の帯域幅として選択すれば、Ｇ（ｘ，
ｙ，ｚ）を可変して得られる共鳴周波数の変化と類似の
効果を与えることができる。この、Ｗを与えるために
は、ＲＦ波の周波数を共鳴周波数νi を中心として±Ｗ
を含むように変調させて印加する。
画像化装置１を使用して次のようにして実施される。生
体を含む測定物質４を静磁場Ｈ0 のマダネット内に置
く。測定の対象とする生体内の元素ｉに関する情報を検
出する場合、（１）式で与えられるように静磁場Ｈ0 と
傾斜磁場Ｇ（ｘ，ｙ，ｚ）に対して、νi のＲＦ波を照
射する。その際、Ｇ（ｘ，ｙ，ｚ）の強度を可変するこ
とにより共鳴周波数νi が変化し、空間位置に依存して
異なった周波数で共鳴する。これにより、空間的に分離
できる。逆に、時間的に一定な傾斜磁場Ｇ（ｘ，ｙ，
ｚ）を印加して、νi を可変しても、元素ｉの空間的な
分離が可能となる。即ち、静磁場Ｈ0 中で時間的に一定
な傾斜ピンの空間位置（ｘ，ｙ，ｚ）において与えられ
るＧ（ｘ，ｙ，ｚ）に対応して周波数｛νi ±Ｗ｝で共
鳴することになる。従って、Ｗを画像化する領域に対応
する共鳴周波数の帯域幅として選択すれば、Ｇ（ｘ，
ｙ，ｚ）を可変して得られる共鳴周波数の変化と類似の
効果を与えることができる。この、Ｗを与えるために
は、ＲＦ波の周波数を共鳴周波数νi を中心として±Ｗ
を含むように変調させて印加する。
【００１０】ｘ方向の情報の検出についていえば、測定
領域のｘ方向に傾斜磁場Ｇ（ｘW ）を印加すると同時
に、ｗ点の共鳴周波数と等しい周波数νW i を持つＲＦ
（Radio Frequency)波を印加すると、ｘ方向のｗ点で次
式で定義する核磁気共鳴（ＮＭＲ：Nuclear Magnetic R
esonance）現象が発生する。 νW i ＝γi （Ｈ0 ＋Ｇ（ｘW ）（１−σ） （２） 上式の条件において観測されるエコー信号（あるいはＦ
ＩＤ信号（自由誘導減衰信号））にはνW i の周波数成
分を含み、この信号をフーリエ変換することにより、ｘ
とνi が対応することになる。
領域のｘ方向に傾斜磁場Ｇ（ｘW ）を印加すると同時
に、ｗ点の共鳴周波数と等しい周波数νW i を持つＲＦ
（Radio Frequency)波を印加すると、ｘ方向のｗ点で次
式で定義する核磁気共鳴（ＮＭＲ：Nuclear Magnetic R
esonance）現象が発生する。 νW i ＝γi （Ｈ0 ＋Ｇ（ｘW ）（１−σ） （２） 上式の条件において観測されるエコー信号（あるいはＦ
ＩＤ信号（自由誘導減衰信号））にはνW i の周波数成
分を含み、この信号をフーリエ変換することにより、ｘ
とνi が対応することになる。
【００１１】次に以上の操作を図面について説明する。
図３において円筒状の測定対象４を測定する場合に、Ｐ
点の位置（ｘ，ｙ，ｚ）における共鳴周波数υｉは、 υｉ＝γｉ（Ｈ0 ＋Ｇx ＋ＧY ＋Ｇz ）（１−σ） である。Ｐ点を含む平面１５が測定領域であるイメージ
平面であるとして、いまｘ方向の情報の検出についてい
えば、イメージ平面１５のｘ方向に傾斜磁場Ｇ（ｘW ）
を印加すると同時に、図２に示す周波数を共鳴周波数ν
i を中心としてイメージ平面１５に対応する共鳴周波数
の帯域幅±Ｗを含むように変調させたＲＦ波を印加す
る。このＲＦ波にはνi の他にνl 、νm 、νn ・・の
連続した周波数成分を含んでいて上記（２）式の条件に
おいて観測される多数の連続した信号が得られ、一回の
励起で画像化ができる。図４に示すように、それぞれの
周波数成分で励起された原子核の磁気モーメントが対応
した角度で回転する。スピンエコー法によるイメージン
グの場合は、パルスのシーケンスを図７のようにする
と、図６に示すスピンモーションによって周波数分離が
可能となる。スティミュレイテッドエコー法によるイメ
ージングの場合は、パルスのシーケンスを図８のように
する。
図３において円筒状の測定対象４を測定する場合に、Ｐ
点の位置（ｘ，ｙ，ｚ）における共鳴周波数υｉは、 υｉ＝γｉ（Ｈ0 ＋Ｇx ＋ＧY ＋Ｇz ）（１−σ） である。Ｐ点を含む平面１５が測定領域であるイメージ
平面であるとして、いまｘ方向の情報の検出についてい
えば、イメージ平面１５のｘ方向に傾斜磁場Ｇ（ｘW ）
を印加すると同時に、図２に示す周波数を共鳴周波数ν
i を中心としてイメージ平面１５に対応する共鳴周波数
の帯域幅±Ｗを含むように変調させたＲＦ波を印加す
る。このＲＦ波にはνi の他にνl 、νm 、νn ・・の
連続した周波数成分を含んでいて上記（２）式の条件に
おいて観測される多数の連続した信号が得られ、一回の
励起で画像化ができる。図４に示すように、それぞれの
周波数成分で励起された原子核の磁気モーメントが対応
した角度で回転する。スピンエコー法によるイメージン
グの場合は、パルスのシーケンスを図７のようにする
と、図６に示すスピンモーションによって周波数分離が
可能となる。スティミュレイテッドエコー法によるイメ
ージングの場合は、パルスのシーケンスを図８のように
する。
【００１２】
【発明の効果】この発明の低速傾斜磁場変動による超高
速ＭＲイメージング方法では傾斜磁場を低速で駆動する
ので、渦電流の発生が抑制され、生体に与える影響が軽
減される。この結果、ＮＭＲ装置内で治療機器などが利
用可能となる。又、渦電流の影響が抑制されるため、将
来において一層の高速化が期待できる。さらにこの発明
では変調した広帯域のＲＦ波による一回の励起で画像化
ができるため、検査の高速化を可能にする。又ＲＦ波を
変調することは画像化する領域を空間的に連続に画像化
することから現状の低速傾斜磁場による画像化と同様程
度の画像情報が得られる。以上の説明から明らかなとお
り、この発明によればＭＲＩにおいて画像化の一層の高
速化を実現しつつも、生体内や装置内に電流誘導により
発生する渦電流が発生することがなく、ＭＲＩ装置の中
で定位や治療を目的とした機器が利用でき、また与えら
れる傾斜磁場強度の精度も高精度に制御することができ
る超高速ＭＲイメージング方法を得ることができる。ま
た、従来のバ−スト法では画像化する領域を選択的に励
起する結果、画像化領域が不連続になるが、この発明で
はＲＦ波を連続的に変調することにより、画像化する全
領域を励起することができ、この結果、画像化する領域
からの全情報が観測できる。
速ＭＲイメージング方法では傾斜磁場を低速で駆動する
ので、渦電流の発生が抑制され、生体に与える影響が軽
減される。この結果、ＮＭＲ装置内で治療機器などが利
用可能となる。又、渦電流の影響が抑制されるため、将
来において一層の高速化が期待できる。さらにこの発明
では変調した広帯域のＲＦ波による一回の励起で画像化
ができるため、検査の高速化を可能にする。又ＲＦ波を
変調することは画像化する領域を空間的に連続に画像化
することから現状の低速傾斜磁場による画像化と同様程
度の画像情報が得られる。以上の説明から明らかなとお
り、この発明によればＭＲＩにおいて画像化の一層の高
速化を実現しつつも、生体内や装置内に電流誘導により
発生する渦電流が発生することがなく、ＭＲＩ装置の中
で定位や治療を目的とした機器が利用でき、また与えら
れる傾斜磁場強度の精度も高精度に制御することができ
る超高速ＭＲイメージング方法を得ることができる。ま
た、従来のバ−スト法では画像化する領域を選択的に励
起する結果、画像化領域が不連続になるが、この発明で
はＲＦ波を連続的に変調することにより、画像化する全
領域を励起することができ、この結果、画像化する領域
からの全情報が観測できる。
図１ ＮＭＲ画像化装置を示す構成説明図 図２ 励起パルスを示す波形図 図３ イメージ平面と励起パルスと傾斜磁場を示す説
明図 図４ 励起パルスの周波数と原子核の磁気モーメント
を示す説明図 図５ 測定対象を示す説明図 図６ スピンエコー法のスピンモーションを示す説明
図 図７ スピンエコー法のパルスシーケンスを示す説明
図 図８ スティミュレイテッドエコー法のパルスシーケ
ンスを示す説明図 図９ 励起パルスを示す波形図 １ ＭＲ画像化装置 ２ 励起装置 ３ 測定領域 ４ 測定物質 ５ 磁石 ６ 傾斜磁場コイル ７ 励磁電源 ８ 駆動装置 ９ ＲＦパルス発生器 １１ 電源 １２ 信号処理装置 １３ 画像処理装置 １４ ディスプレ− １５ イメ−ジ平面
明図 図４ 励起パルスの周波数と原子核の磁気モーメント
を示す説明図 図５ 測定対象を示す説明図 図６ スピンエコー法のスピンモーションを示す説明
図 図７ スピンエコー法のパルスシーケンスを示す説明
図 図８ スティミュレイテッドエコー法のパルスシーケ
ンスを示す説明図 図９ 励起パルスを示す波形図 １ ＭＲ画像化装置 ２ 励起装置 ３ 測定領域 ４ 測定物質 ５ 磁石 ６ 傾斜磁場コイル ７ 励磁電源 ８ 駆動装置 ９ ＲＦパルス発生器 １１ 電源 １２ 信号処理装置 １３ 画像処理装置 １４ ディスプレ− １５ イメ−ジ平面
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 兵藤 行志 茨城県つくば市並木１丁目２番地 工業技 術院機械技術研究所内 (72)発明者 鎮西 清行 茨城県つくば市並木１丁目２番地 工業技 術院機械技術研究所内 (72)発明者 カロル ミラー 東京都豊島区東池袋３丁目１番１号 新エ ネルギー・産業技術総合開発機構内
Claims (3)
- 【請求項１】測定物質を静磁場Ｈ0 内におき、時間的に
一定な傾斜磁場と励起パルスとして広帯域周波数を有す
るＲＦ波を印加することを特徴とする低速傾斜磁場変動
による超高速ＭＲイメージング方法 - 【請求項２】測定物質を静磁場Ｈ0 内におき、υｉを元
素ｉの共鳴周波数、Ｗを画像化する領域に対応する共鳴
周波数の帯域幅とするとき、時間的に一定な傾斜磁場と
励起パルスとして周波数（υｉ±Ｗ）を有するＲＦ波を
印加することを特徴とする請求項１記載の低速傾斜磁場
変動による超高速ＭＲイメージング方法 - 【請求項３】測定物質を静磁場Ｈ0 内におき、 υｉ＝γｉ（Ｈ0 ＋Ｇx ＋ＧY ＋Ｇz ）（１−σ） ここで υｉ：元素ｉの共鳴周波数 γｉ：元素ｉの磁気回転比 Ｈ0 ：静磁場強度 Ｇx ：ｘ方向傾斜磁場強度 Ｇy ：ｙ方向傾斜磁場強度 Ｇz ：ｚ方向傾斜磁場強度 σ ：遮蔽定数 Ｗ ：画像化する領域に対応する共鳴周波数の帯域幅と
し、時間的に一定な傾斜磁場と励起パルスとして周波数
（υｉ±Ｗ）を有するＲＦ波を印加することを特徴とす
る請求項１記載の低速傾斜磁場変動による超高速ＭＲイ
メージング方法
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP09043053A JP3136323B2 (ja) | 1997-02-12 | 1997-02-12 | 低速傾斜磁場変動による超高速ｍｒイメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP09043053A JP3136323B2 (ja) | 1997-02-12 | 1997-02-12 | 低速傾斜磁場変動による超高速ｍｒイメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10225445A true JPH10225445A (ja) | 1998-08-25 |
| JP3136323B2 JP3136323B2 (ja) | 2001-02-19 |
Family
ID=12653150
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP09043053A Expired - Lifetime JP3136323B2 (ja) | 1997-02-12 | 1997-02-12 | 低速傾斜磁場変動による超高速ｍｒイメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3136323B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR19990064928A (ko) * | 1999-05-21 | 1999-08-05 | 신이균 | 함수적 핵자기공명 영상시스템을 위한 고속 영상처리 방법 |
-
1997
- 1997-02-12 JP JP09043053A patent/JP3136323B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR19990064928A (ko) * | 1999-05-21 | 1999-08-05 | 신이균 | 함수적 핵자기공명 영상시스템을 위한 고속 영상처리 방법 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3136323B2 (ja) | 2001-02-19 |
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