JPS6329633A - 磁気共鳴イメ−ジング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメ−ジング装置Info
- Publication number
- JPS6329633A JPS6329633A JP61172744A JP17274486A JPS6329633A JP S6329633 A JPS6329633 A JP S6329633A JP 61172744 A JP61172744 A JP 61172744A JP 17274486 A JP17274486 A JP 17274486A JP S6329633 A JPS6329633 A JP S6329633A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- coil
- magnetic resonance
- coils
- resonance imaging
- imaging apparatus
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 title claims description 12
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 claims description 9
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 claims description 4
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 description 6
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 5
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 4
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 2
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 2
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 2
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 2
- 230000001131 transforming effect Effects 0.000 description 2
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 238000000034 method Methods 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 238000001208 nuclear magnetic resonance pulse sequence Methods 0.000 description 1
- 230000010363 phase shift Effects 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
- 238000003786 synthesis reaction Methods 0.000 description 1
- 238000011144 upstream manufacturing Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
- G01R33/3678—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver involving quadrature drive or detection, e.g. a circularly polarized RF magnetic field
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- 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（）ＩＲ： ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅ
ｓｏｎａｎｃｅ〜以下ｒＭＲＪと称する）減少を用いて
被検体の特定断面における特定原子核スピンの密度分布
に基づく情報をいわゆるコンピュータ断層法（ＣＴ：ｃ
ｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）によりＣＴ像
（ｃｏｍｐｕｔｅｄｔｏｍＯ（ｌｒａｍ）として画像化
（ｉｍａｇｉｎｇ）するＭＲＩ装置などと呼ばれる磁気
共鳴イメージング装置に関するものである。
ｓｏｎａｎｃｅ〜以下ｒＭＲＪと称する）減少を用いて
被検体の特定断面における特定原子核スピンの密度分布
に基づく情報をいわゆるコンピュータ断層法（ＣＴ：ｃ
ｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）によりＣＴ像
（ｃｏｍｐｕｔｅｄｔｏｍＯ（ｌｒａｍ）として画像化
（ｉｍａｇｉｎｇ）するＭＲＩ装置などと呼ばれる磁気
共鳴イメージング装置に関するものである。
（従来の技術）
被検体の所要穎影部位に−様な静磁場を印加し、この静
磁場と直角方向に励磁磁場を印加することによって、断
層像を得る特定のスライス部分のみにＭＲ現象を生じざ
ぜ、ざらに、前記励起磁場の解除後に原子核から発生す
るＭＲ倍信号受信し、このＭＲ倍信号フーリエ変換する
ことにより特定の原子核スピンの回転周波数についての
スペクトルが得られる。断層像をＣＴ像として得るため
には、例えばパックプロジェクション法の場合、スライ
ス部分を励起してＭＲ現象を生じさせた後、ざらに、静
磁場にＸ′軸方向（Ｘ軸よりθ°回転した座標系）に対
し直線的な傾斜を持つ線型磁場勾配を作用させて合成Ｆ
ＩＤ信号を得、このＦＩＤ信号をフーリエ変換しスライ
ス部分のＸ′軸をＸ−Ｙ平面内で回転させることにより
、Ｘ−Ｙ平面内の各方向への投影情報を得ればこれらの
情報に基づいてＣＴ像を合成することができる。
磁場と直角方向に励磁磁場を印加することによって、断
層像を得る特定のスライス部分のみにＭＲ現象を生じざ
ぜ、ざらに、前記励起磁場の解除後に原子核から発生す
るＭＲ倍信号受信し、このＭＲ倍信号フーリエ変換する
ことにより特定の原子核スピンの回転周波数についての
スペクトルが得られる。断層像をＣＴ像として得るため
には、例えばパックプロジェクション法の場合、スライ
ス部分を励起してＭＲ現象を生じさせた後、ざらに、静
磁場にＸ′軸方向（Ｘ軸よりθ°回転した座標系）に対
し直線的な傾斜を持つ線型磁場勾配を作用させて合成Ｆ
ＩＤ信号を得、このＦＩＤ信号をフーリエ変換しスライ
ス部分のＸ′軸をＸ−Ｙ平面内で回転させることにより
、Ｘ−Ｙ平面内の各方向への投影情報を得ればこれらの
情報に基づいてＣＴ像を合成することができる。
以上の原理に沿って被検体のＭＲ像を可視化するＭＲＩ
装置においては、原子核を高周波信号で励起する薇能あ
るいは原子核より放出された高周波信号（ＭＲ倍信号を
受信する機能を果すために、その高周波磁場が主磁場に
対して直交するような位置関係でＲＦ（ラジオ周波）コ
イルが設けられている。従来、このＲＦコイルは第２図
に示すように一対のサドルコイル（あるいは直交した楕
円コイル）により構成されている。同図において、１は
Ｚ方向（被検体４０体軸方向）に主磁場（静磁場Ｓｏを
発生するマグネットであり、２は勾配磁場を発生する勾
配マグネットである。
装置においては、原子核を高周波信号で励起する薇能あ
るいは原子核より放出された高周波信号（ＭＲ倍信号を
受信する機能を果すために、その高周波磁場が主磁場に
対して直交するような位置関係でＲＦ（ラジオ周波）コ
イルが設けられている。従来、このＲＦコイルは第２図
に示すように一対のサドルコイル（あるいは直交した楕
円コイル）により構成されている。同図において、１は
Ｚ方向（被検体４０体軸方向）に主磁場（静磁場Ｓｏを
発生するマグネットであり、２は勾配磁場を発生する勾
配マグネットである。
しかしながら、従来装置においては、ＲＦコイル３が一
対のコイルで構成されているため、受信磁場方向が一方
向のみとなり、ＭＲ倍信号受信効率が悪いという問題点
がある。受信効率が悪いと、ノイズの影響により、ＭＲ
像の画質が低下するため、その改善が強く望まれる。
対のコイルで構成されているため、受信磁場方向が一方
向のみとなり、ＭＲ倍信号受信効率が悪いという問題点
がある。受信効率が悪いと、ノイズの影響により、ＭＲ
像の画質が低下するため、その改善が強く望まれる。
（発明が解決しようとする問題点）
上述したように従来装置においては、ＭＲ倍信号受信効
率が悪いという問題点がある。
率が悪いという問題点がある。
本発明はかかる事情に鑑みて成されたものでおり、その
目的とするところは、ＭＲ倍信号受信効率を高めること
により、良好なＭＲ像を得ることができる磁気共鳴イメ
ージング装置を提供することにある。
目的とするところは、ＭＲ倍信号受信効率を高めること
により、良好なＭＲ像を得ることができる磁気共鳴イメ
ージング装置を提供することにある。
［発明の構成］
（問題点を解決するための手段）
本発明は、ＲＦパルス送信用として配置された第１のコ
イルと、磁気共鳴信号の伝播経路上第１のコイルの前段
に磁気共鳴信号受信用として互いに直交配置された第２
．第３のコイルと、この第２．第３のコイルの電圧位相
を合致させる電圧位相修整手段とを有するものでめる。
イルと、磁気共鳴信号の伝播経路上第１のコイルの前段
に磁気共鳴信号受信用として互いに直交配置された第２
．第３のコイルと、この第２．第３のコイルの電圧位相
を合致させる電圧位相修整手段とを有するものでめる。
（作 用）
第１のコイルより被検体に向けてＲＦパルスが送信され
、被検体よりＭＲ倍信号放出されると、第２．第３のコ
イルのそれぞれに高周波電圧が励起され、高周波電流が
流れる。第２．第３のコイルは互いに直交して配置され
ているため、それぞれに誘起される高周波電圧の位相は
９０’ずれることになるが、前記電圧位相修整手段によ
り電圧位相の修正を行うようにしているため、電圧位相
のずれは生じない。このため、第２．第３のコイルそれ
ぞれに流れる高周波電圧が合成されて装置本体に取り込
まれることになる。この結果、ＭＲ信号受信強度が向上
し、受信系におけるＳ／Ｎ比向上により、ノイズの影響
が少なく良好な〜４Ｒ９を１ｑることができる。
、被検体よりＭＲ倍信号放出されると、第２．第３のコ
イルのそれぞれに高周波電圧が励起され、高周波電流が
流れる。第２．第３のコイルは互いに直交して配置され
ているため、それぞれに誘起される高周波電圧の位相は
９０’ずれることになるが、前記電圧位相修整手段によ
り電圧位相の修正を行うようにしているため、電圧位相
のずれは生じない。このため、第２．第３のコイルそれ
ぞれに流れる高周波電圧が合成されて装置本体に取り込
まれることになる。この結果、ＭＲ信号受信強度が向上
し、受信系におけるＳ／Ｎ比向上により、ノイズの影響
が少なく良好な〜４Ｒ９を１ｑることができる。
（実施例）
以下、本発明を実施例により具体的に説明する。
第１図（ａ）は本発明の一実施例たる磁気共鳴イメージ
ング（ＭＲＩ＞装置におけるコイル配置の説明図、同図
（ｂ）は本実施例装置の受信系の回路図である。
ング（ＭＲＩ＞装置におけるコイル配置の説明図、同図
（ｂ）は本実施例装置の受信系の回路図である。
第１図（ａ）に示すように、本実施例装置におけるコイ
ル装置は、ＲＦパルス送信用の第１のコイル６及びＭＲ
信号受信用の第２．第３のコイル７．８を有して成る。
ル装置は、ＲＦパルス送信用の第１のコイル６及びＭＲ
信号受信用の第２．第３のコイル７．８を有して成る。
第１のコイル６は、第２図において３で示すのと同様で
おり、一対のサドルコイルあいろは楕円コイルが適用さ
れる。そして、ＭＲ倍信号伝播経路上であってこの第１
のコイル６の前段、すなわち内側に第２．第３のコイル
７．８が互いに直交して配置されている。しかも、この
第２．第３のコイル７．８はそれぞれ第１のコイル６に
対して４５°の角度を有して配置されているため、第１
のコイル６と第２のコイル７との磁気的結合、及び第１
のコイル６と第３のコイル８との磁気的結合が等しくな
っている。
おり、一対のサドルコイルあいろは楕円コイルが適用さ
れる。そして、ＭＲ倍信号伝播経路上であってこの第１
のコイル６の前段、すなわち内側に第２．第３のコイル
７．８が互いに直交して配置されている。しかも、この
第２．第３のコイル７．８はそれぞれ第１のコイル６に
対して４５°の角度を有して配置されているため、第１
のコイル６と第２のコイル７との磁気的結合、及び第１
のコイル６と第３のコイル８との磁気的結合が等しくな
っている。
次に、前記第２．第３のコイル７．８を含む受信系の接
続関係について第１図（ｂ）を塁に説明する。
続関係について第１図（ｂ）を塁に説明する。
第２のコイル７の一端はマツチングコンデンサ１０Ｃを
介して前置増幅器１１の入力側に接続され、他端は第３
のコイル８の一端に接続されている。そして第３のコイ
ル８の他端は前置増幅器１１の他方の入力側に接続され
ている。また、第２、第３のコイル７．８にはコンデン
サ７Ｃ。
介して前置増幅器１１の入力側に接続され、他端は第３
のコイル８の一端に接続されている。そして第３のコイ
ル８の他端は前置増幅器１１の他方の入力側に接続され
ている。また、第２、第３のコイル７．８にはコンデン
サ７Ｃ。
８Ｃがそれぞれ並列接続されている。尚、コンデンサ７
Ｃ，８Ｃ：、１Ｃ）Ｃはいずれも静電容量を調整するこ
とができるようになっている。
Ｃ，８Ｃ：、１Ｃ）Ｃはいずれも静電容量を調整するこ
とができるようになっている。
上記構成において、所定のパルスシーケンスに従い被検
体の特定スライス部分のみにＭＲ現象を生じさせると、
該スライス部分よりＭＲ倍信号放出され、このＭＲ倍信
号より第２．第３のコイル７２，８に高周波電圧ｅが誘
起される。第２のコイル７の誘起電圧と第３のコイル８
の誘起電圧とは互いに位相が９０’ずれている。この高
周波電圧ｅによって各コイル７．８に流れる電流Ｉ７゜
■８は、 ρ と表される。（ＩＬ （２）式中、Ｌ７ 、ｒ７はそれ
ぞれ第２のコイル７のインダクタンス、高周波抵抗でお
り、Ｌｅ 、 ｒｅはそれぞれ第３のコイル８のイン
ダクタンス、高周波抵抗であり、Ｃ７、Ｃ８はそれぞれ
コンデンサ７０．８Ｃの静電容量である。
体の特定スライス部分のみにＭＲ現象を生じさせると、
該スライス部分よりＭＲ倍信号放出され、このＭＲ倍信
号より第２．第３のコイル７２，８に高周波電圧ｅが誘
起される。第２のコイル７の誘起電圧と第３のコイル８
の誘起電圧とは互いに位相が９０’ずれている。この高
周波電圧ｅによって各コイル７．８に流れる電流Ｉ７゜
■８は、 ρ と表される。（ＩＬ （２）式中、Ｌ７ 、ｒ７はそれ
ぞれ第２のコイル７のインダクタンス、高周波抵抗でお
り、Ｌｅ 、 ｒｅはそれぞれ第３のコイル８のイン
ダクタンス、高周波抵抗であり、Ｃ７、Ｃ８はそれぞれ
コンデンサ７０．８Ｃの静電容量である。
また、第２．第３のコイル７．８間には、Ｌ７ ＝Ｌｅ
、ｒ７＝ｒｅの関係が成立する。
、ｒ７＝ｒｅの関係が成立する。
ここで、コンデンサ７Ｃ，８Ｃの両端に現れる電圧ｅ７
．ｅｅは、 となるから、 なる関係が成立するようにＣ７、Ｃｓの値を決定するこ
とにより、電圧ｅ７．ｅｅの位相を等しくすることがで
きる。このような意味で前記コンデンサＣ７、Ｃ８を電
圧位相修正手段と称する。そして、電圧ｅ７ 、Ｃ９の
位相が等しければ、Ｃ７。
．ｅｅは、 となるから、 なる関係が成立するようにＣ７、Ｃｓの値を決定するこ
とにより、電圧ｅ７．ｅｅの位相を等しくすることがで
きる。このような意味で前記コンデンサＣ７、Ｃ８を電
圧位相修正手段と称する。そして、電圧ｅ７ 、Ｃ９の
位相が等しければ、Ｃ７。
Ｃ８が合成されて前置増幅器１１に入力されるため、Ｍ
Ｒ倍信号Ｓ／Ｎ比は最大で５倍に向上することになる。
Ｒ倍信号Ｓ／Ｎ比は最大で５倍に向上することになる。
それ故、この前置増幅器１］の出力に基づいて構成され
るＭＲ像は、ノイズの影響が少なく、画質の優れたもの
となる。
るＭＲ像は、ノイズの影響が少なく、画質の優れたもの
となる。
尚、ＭＲ像構成については従来と同様でおる。
このように本実施例におっては、ＲＦパルス送信用とし
て配置された第１のコイル６と、ＭＲ信号受信用として
互いに直交配置された第２．第３のコイル７．８と、こ
の第２．第３のコイル７゜８の電圧位相を合致させる電
圧位相修正手段７゜８とを有して構成したものでおるか
ら、特別な位相器や合成器を用いることなく９０°配置
のずれた２組のコイル７．８の電圧位相を合致させるこ
とができ、ＭＲ倍信号Ｓ／Ｎ比向上により画質の優れた
ＭＲ像を得ることができる。
て配置された第１のコイル６と、ＭＲ信号受信用として
互いに直交配置された第２．第３のコイル７．８と、こ
の第２．第３のコイル７゜８の電圧位相を合致させる電
圧位相修正手段７゜８とを有して構成したものでおるか
ら、特別な位相器や合成器を用いることなく９０°配置
のずれた２組のコイル７．８の電圧位相を合致させるこ
とができ、ＭＲ倍信号Ｓ／Ｎ比向上により画質の優れた
ＭＲ像を得ることができる。
以上、本発明の一実施例について説明したが、本発明は
上記実施例に限定されるものではなく、種々の変形実施
が可能であるのはいうまでもない。
上記実施例に限定されるものではなく、種々の変形実施
が可能であるのはいうまでもない。
［発明の効果］
以上詳述したように本発明によれば、〜＋Ｒ（言号の受
信効率を高めることができ、良好なＭＲ像を得ることが
できるＭＲＩ装置を提供することができる。
信効率を高めることができ、良好なＭＲ像を得ることが
できるＭＲＩ装置を提供することができる。
第１図（ａ）は本発明の一実施例たるＭＲＩ装置にあけ
るコイル配置の説明図、第１図（ｂ）は本実施例装置の
受信系の回路図、第２図は従来装置におけるコイル配置
を示す一部切欠斜祝図である。 ６・・・第１のコイル、 ７・・・第２のコイル、 ８・・・第３のコイル、 ７Ｃ，８Ｃ・・・コンデンサ（電圧位相修整手段）。 代理人 弁理士 則 近 憲 缶周 大
胡 典 夫第１図
るコイル配置の説明図、第１図（ｂ）は本実施例装置の
受信系の回路図、第２図は従来装置におけるコイル配置
を示す一部切欠斜祝図である。 ６・・・第１のコイル、 ７・・・第２のコイル、 ８・・・第３のコイル、 ７Ｃ，８Ｃ・・・コンデンサ（電圧位相修整手段）。 代理人 弁理士 則 近 憲 缶周 大
胡 典 夫第１図
Claims (3)
- （１）被検体にＲＦパルスを送信して磁気共鳴現象を生
ぜしめることにより得られる磁気共鳴信号を基に該被検
体の磁気共鳴像を構成する磁気共鳴イメージング装置に
おいて、ＲＦパルス送信用として配置された第１のコイ
ルと、磁気共鳴信号の伝播経路上第１のコイルの前段に
磁気共鳴信号受信用として互いに直交配置された第２、
第３のコイルと、この第２、第３のコイルの電圧位相を
合致させる電圧位相修整手段とを有することを特徴とす
る磁気共鳴イメージング装置。 - （２）前記第２、第３のコイルは、それぞれ前記第１の
コイルに対して４５°の角度を有して配置した特許請求
の範囲第１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 - （３）前記電圧位相修整手段は、前記第２、第３のコイ
ルに並列接続されたコンデンサである特許請求の範囲第
１項又は第２項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61172744A JPS6329633A (ja) | 1986-07-24 | 1986-07-24 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
| US07/075,758 US4767993A (en) | 1986-07-24 | 1987-07-20 | Coil system for magnetic resonance imaging |
| DE19873724606 DE3724606A1 (de) | 1986-07-24 | 1987-07-24 | Spulenanordnung fuer magnetresonanzabbildung |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61172744A JPS6329633A (ja) | 1986-07-24 | 1986-07-24 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6329633A true JPS6329633A (ja) | 1988-02-08 |
Family
ID=15947514
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61172744A Pending JPS6329633A (ja) | 1986-07-24 | 1986-07-24 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4767993A (ja) |
| JP (1) | JPS6329633A (ja) |
| DE (1) | DE3724606A1 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH07507237A (ja) * | 1992-05-18 | 1995-08-10 | コーニング―コスター・コーポレーション | 支持された微孔質膜 |
| US5762755A (en) * | 1991-05-21 | 1998-06-09 | Genus, Inc. | Organic preclean for improving vapor phase wafer etch uniformity |
Families Citing this family (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3820169A1 (de) * | 1988-06-14 | 1989-12-21 | Philips Patentverwaltung | Hochfrequenz-quadraturspulenanordnung fuer ein kernresonanzuntersuchungsgeraet |
| DE4029477C2 (de) * | 1989-09-29 | 1994-06-01 | Siemens Ag | Tesserale Gradientenspule für Kernspin-Tomographiegeräte |
| US5483163A (en) * | 1993-08-12 | 1996-01-09 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | MRI coil using inductively coupled individually tuned elements arranged as free-pivoting components |
| US7049819B2 (en) * | 2003-01-21 | 2006-05-23 | General Electric Company | Diagonal-arranged quadrature MRI radio frequency array coil system for three dimensional parallel imaging |
| US7239142B2 (en) * | 2005-06-03 | 2007-07-03 | New York University | Coil arrangement for magnetic resonance imaging apparatus |
| US8659297B2 (en) * | 2012-02-27 | 2014-02-25 | Perinatronics Medical Systems, Inc. | Reducing noise in magnetic resonance imaging using conductive loops |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3427532A (en) * | 1966-02-14 | 1969-02-11 | Varian Associates | Nuclear magnetic resonance probe for spectrometers having an internal reference nuclei different than the nuclei under observation |
| US3771055A (en) * | 1972-03-17 | 1973-11-06 | Varian Associates | Double nuclear magnetic resonance coil |
| DE2225899C3 (de) * | 1972-05-27 | 1975-01-30 | Spectrospin Ag, Faellanden (Schweiz) | Empfangskreis im Probenkopf eines Spinresonanzspektrometers |
| GB2082775B (en) * | 1980-08-06 | 1984-01-25 | Emi Ltd | Nmr imaging apparatus and method |
| DE3131946A1 (de) * | 1981-08-12 | 1983-03-17 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | "hochfrequenz-magnetsystem in einer einrichtung der kernspinresonanz-technik" |
| DE3427666A1 (de) * | 1984-07-26 | 1986-02-06 | Max-Planck-Gesellschaft zur Förderung der Wissenschaften e.V., 3400 Göttingen | Schaltungsanordnung fuer einen messkopf eines kernspinresonanzgeraetes |
| US4594566A (en) * | 1984-08-30 | 1986-06-10 | Advanced Nmr Systems, Inc. | High frequency rf coil for NMR device |
| US4665368A (en) * | 1985-04-16 | 1987-05-12 | Yokogawa Hokushin Electric Corporation | NMR imaging apparatus |
-
1986
- 1986-07-24 JP JP61172744A patent/JPS6329633A/ja active Pending
-
1987
- 1987-07-20 US US07/075,758 patent/US4767993A/en not_active Expired - Fee Related
- 1987-07-24 DE DE19873724606 patent/DE3724606A1/de not_active Ceased
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5762755A (en) * | 1991-05-21 | 1998-06-09 | Genus, Inc. | Organic preclean for improving vapor phase wafer etch uniformity |
| JPH07507237A (ja) * | 1992-05-18 | 1995-08-10 | コーニング―コスター・コーポレーション | 支持された微孔質膜 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE3724606A1 (de) | 1988-01-28 |
| US4767993A (en) | 1988-08-30 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US6639406B1 (en) | Method and apparatus for decoupling quadrature phased array coils | |
| JP2007511331A (ja) | フェーズドアレイ膝部コイル | |
| JPS6329633A (ja) | 磁気共鳴イメ−ジング装置 | |
| US10197646B2 (en) | Decoupling of parallel transmission arrays in magnetic resonance imaging | |
| EP0850422B1 (en) | Mr device with means for reducing the effects of concomitant field gradients | |
| US7576541B2 (en) | RF coil for MRI apparatus, method of using RF coil for MRI apparatus, and MRI apparatus | |
| JP3137366B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP4068954B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JP2001309900A (ja) | Ｒｆコイルおよび磁気共鳴撮影装置 | |
| JPS59156332A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH06254071A (ja) | 磁気共鳴映像装置及び磁気共鳴映像装置用プローブ | |
| JP3095402B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置の送受信装置 | |
| JPS62231643A (ja) | 磁気共鳴イメ−ジング装置 | |
| JPH0722573B2 (ja) | 磁気共鳴イメ−ジング装置 | |
| JP2531879B2 (ja) | 磁気共鳴イメ―ジング装置 | |
| JP3516481B2 (ja) | Ｍｒｉ装置のｒｆコイル | |
| JP3115028B2 (ja) | Ｒｆプローブ | |
| JP2905569B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JPH11309128A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH0722572B2 (ja) | 磁気共鳴イメ−ジング装置 | |
| JPH07171135A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP3483652B2 (ja) | バードケージコイル製造方法 | |
| JPH0790020B2 (ja) | 磁気共鳴イメ−ジング装置 | |
| JPS62266043A (ja) | 核磁気共鳴映像法 | |
| JPH0577417B2 (ja) |