JP2811328B2 - 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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- JP2811328B2 JP2811328B2 JP1235689A JP23568989A JP2811328B2 JP 2811328 B2 JP2811328 B2 JP 2811328B2 JP 1235689 A JP1235689 A JP 1235689A JP 23568989 A JP23568989 A JP 23568989A JP 2811328 B2 JP2811328 B2 JP 2811328B2
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- Japan
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- magnetic field
- permanent magnet
- gradient
- nuclear magnetic
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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、核磁気共鳴（以下、NMRと略記する）現象
を利用して被検体の所望箇所を映像化する核磁気共鳴イ
メージング装置（以下、MRIと略記する）に関するもの
で、特に良好な画像を得られる傾斜磁場を発生する手段
を有するMRIに関する。
を利用して被検体の所望箇所を映像化する核磁気共鳴イ
メージング装置（以下、MRIと略記する）に関するもの
で、特に良好な画像を得られる傾斜磁場を発生する手段
を有するMRIに関する。
［従来の技術］ MRI装置は、NMR現象を利用して被検体中の所望の検査
部位における原子核スピンの密度分布、緩和時間分布等
を被検体に損傷を与えることなく画像表示するものであ
る。
部位における原子核スピンの密度分布、緩和時間分布等
を被検体に損傷を与えることなく画像表示するものであ
る。
この装置では、第１図に示す様に0.02〜２テスラ程度
の静磁場を発生させる静磁場発生装置１の中に被検体30
が置かれる。この時、被検体中の原子核スピンは静磁場
の強さによって決まる周波数で静磁場の方向を軸として
歳差運動を行なう。この周波数をラーモア周波数と呼
び、原子核の種類毎に固有に値を持っている。ここで、
高周波コイル２によってラーモア周波数の高周波電磁波
を加えると、原子核スピンが励起され高いエネルギー状
態に遷移する。この高周波電磁波を打ち切ると、原子核
スピンはそれぞれの状態に応じた時定数でもとの低いエ
ネルギー状態にもどる。この時に放出される電磁波（NM
R信号）を高周波コイル４で受信し、高周波増幅器５で
増幅後、直交位相検波器６を介してA/D変換器７でデジ
タル化して中央処理装置８（以下、CPU）に送る。CPUで
は、このデータを基に歳構成演算し、被検体の断層画像
をディスプレイ９に表示する。上記の高周波電磁波は、
CPUにより制御されるシーケンサ10が送り出す信号を変
調器11を介して高周波増幅器３によって増幅したものを
高周波コイル２に送ることで得られる。
の静磁場を発生させる静磁場発生装置１の中に被検体30
が置かれる。この時、被検体中の原子核スピンは静磁場
の強さによって決まる周波数で静磁場の方向を軸として
歳差運動を行なう。この周波数をラーモア周波数と呼
び、原子核の種類毎に固有に値を持っている。ここで、
高周波コイル２によってラーモア周波数の高周波電磁波
を加えると、原子核スピンが励起され高いエネルギー状
態に遷移する。この高周波電磁波を打ち切ると、原子核
スピンはそれぞれの状態に応じた時定数でもとの低いエ
ネルギー状態にもどる。この時に放出される電磁波（NM
R信号）を高周波コイル４で受信し、高周波増幅器５で
増幅後、直交位相検波器６を介してA/D変換器７でデジ
タル化して中央処理装置８（以下、CPU）に送る。CPUで
は、このデータを基に歳構成演算し、被検体の断層画像
をディスプレイ９に表示する。上記の高周波電磁波は、
CPUにより制御されるシーケンサ10が送り出す信号を変
調器11を介して高周波増幅器３によって増幅したものを
高周波コイル２に送ることで得られる。
MRI装置においては以上の静磁場と高周波電磁波の他
に、原子核スピンの空間的位置情報を得るための傾斜磁
場が必要である。この傾斜磁場を作るために傾斜磁場コ
イル群21を備えている。これらは、静磁場発生装置１と
被検体30との間に設置した直交座標Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向
に対応する３組のコイル対からなっている。ただし、こ
のブロック図では、見易さのために３組の傾斜磁場コイ
ルを分けずに示してある。これらの傾斜磁場コイルは、
CPUにより制御されるシーケンサからの信号で動作する
傾斜磁場電源20から電流を供給され、傾斜磁場を発生す
る。当然のことながら３組のコイルはそれぞれ、独立に
制御されている。
に、原子核スピンの空間的位置情報を得るための傾斜磁
場が必要である。この傾斜磁場を作るために傾斜磁場コ
イル群21を備えている。これらは、静磁場発生装置１と
被検体30との間に設置した直交座標Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向
に対応する３組のコイル対からなっている。ただし、こ
のブロック図では、見易さのために３組の傾斜磁場コイ
ルを分けずに示してある。これらの傾斜磁場コイルは、
CPUにより制御されるシーケンサからの信号で動作する
傾斜磁場電源20から電流を供給され、傾斜磁場を発生す
る。当然のことながら３組のコイルはそれぞれ、独立に
制御されている。
上述した静磁場発生装置１を構成する方法としては、
現在のところ超電導磁石、常電導磁石、永久磁石の３種
類がある。このうち永久磁石を用いる方法は漏洩磁場が
少ない、装置の維持が容易でありそれに要する費用も格
別に安い、装置を設置するための環境条件が緩いなどの
多くの利点を持ち、広く利用されている。
現在のところ超電導磁石、常電導磁石、永久磁石の３種
類がある。このうち永久磁石を用いる方法は漏洩磁場が
少ない、装置の維持が容易でありそれに要する費用も格
別に安い、装置を設置するための環境条件が緩いなどの
多くの利点を持ち、広く利用されている。
永久磁石を用いたMRI装置においては、磁場の均一性
を高めるために磁石の一端に中央部のくぼんだ磁極片を
取り付け、それらで囲まれる空間内に均一且つ強力な静
磁場を発生させる。先に述べた傾斜磁場コイル21は普通
この窪みの中に設置するので、傾斜磁場コイルと磁気回
路は非常に密着している。このために傾斜磁場コイルに
電流を流すと、傾斜磁場コイルの抵抗により熱が発生し
永久磁石の温度が上昇する。一般に永久磁石は温度が上
昇すると、その磁場強度が可逆的に減少する。従って、
撮影のために傾斜磁場コイルに電流を流すことによっ
て、撮影時間中に静磁場強度が変動してしまう。この変
動によりボケや歪みが発生するために、良好な画像を得
ることができなくなる。
を高めるために磁石の一端に中央部のくぼんだ磁極片を
取り付け、それらで囲まれる空間内に均一且つ強力な静
磁場を発生させる。先に述べた傾斜磁場コイル21は普通
この窪みの中に設置するので、傾斜磁場コイルと磁気回
路は非常に密着している。このために傾斜磁場コイルに
電流を流すと、傾斜磁場コイルの抵抗により熱が発生し
永久磁石の温度が上昇する。一般に永久磁石は温度が上
昇すると、その磁場強度が可逆的に減少する。従って、
撮影のために傾斜磁場コイルに電流を流すことによっ
て、撮影時間中に静磁場強度が変動してしまう。この変
動によりボケや歪みが発生するために、良好な画像を得
ることができなくなる。
［発明が解決しようとする課題］ 上記したように従来の技術では、画像撮影中に傾斜磁
場コイルの発熱により永久磁石の温度が変動し、静磁場
強度が変化するために画像に様々な悪影響を及ぼすとい
う問題があった。
場コイルの発熱により永久磁石の温度が変動し、静磁場
強度が変化するために画像に様々な悪影響を及ぼすとい
う問題があった。
本発明は上記事情を鑑みてなされたものであり、画像
撮影中における静磁場強度の変化が再構成画像に与える
影響を無視できる程度に小さくしたことを特徴とするMR
I装置を提供することを目的とする。
撮影中における静磁場強度の変化が再構成画像に与える
影響を無視できる程度に小さくしたことを特徴とするMR
I装置を提供することを目的とする。
［課題を解決するための手段］ 上記目的は、永久磁石の熱容量をＱ［J/K］、傾斜磁
場コイルと永久磁石間における熱の伝導の割合をＳ（た
だし、０≦Ｓ≦１）、永久磁石の磁場強度が温度に依存
する割合を示す係数をＣ［％/K］、所定のパルスシーケ
ンスにおいて再構成画像に劣化を来さない静磁場の変動
量の上限値をΔBmax［Ｔ］、静磁場強度をB0［Ｔ］、撮
像に要する時間をｔ［ｓ］とする時、撮影時間中の傾斜
磁場コイルによる単位時間当りの発熱量Ｐ［Ｗ］を次式
を満足するように選択することで達成できる。
場コイルと永久磁石間における熱の伝導の割合をＳ（た
だし、０≦Ｓ≦１）、永久磁石の磁場強度が温度に依存
する割合を示す係数をＣ［％/K］、所定のパルスシーケ
ンスにおいて再構成画像に劣化を来さない静磁場の変動
量の上限値をΔBmax［Ｔ］、静磁場強度をB0［Ｔ］、撮
像に要する時間をｔ［ｓ］とする時、撮影時間中の傾斜
磁場コイルによる単位時間当りの発熱量Ｐ［Ｗ］を次式
を満足するように選択することで達成できる。
Ｐ≦ΔBmax×Q/〔B0×（C/100） ×Ｓ×ｔ〕 ［作用］ 上記のように傾斜磁場コイルによる発熱量を抑制する
ことで、磁気回路の温度上昇は抑えられ、撮影時間中の
静磁場強度の変化は撮影画像に劣化を来さない値以下に
保持することができる。それによって、画像に対する悪
影響が取り除かれ高品質の画像が得られる。
ことで、磁気回路の温度上昇は抑えられ、撮影時間中の
静磁場強度の変化は撮影画像に劣化を来さない値以下に
保持することができる。それによって、画像に対する悪
影響が取り除かれ高品質の画像が得られる。
［実施例］ 以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明す
る。
る。
永久磁石を用いたMRI装置の一般的な構成例を第２図
に示す。第２図（ａ）は正面図、第２図（ｂ）は斜視図
である。図において25はそれぞれ静磁場を発生するため
の永久磁石対で、これらは各々の一端で板状継鉄27に取
付けられ磁気回路を構成している。柱状継鉄28は板状継
鉄27を支持すると共に、磁束の流れを閉じる働きをして
いる。また、永久磁石25の逆の一端には磁場の均一性を
高めるために磁極片26を取り付け、それらで囲まれる空
間内に均一且つ強力な静磁場を発生させる。
に示す。第２図（ａ）は正面図、第２図（ｂ）は斜視図
である。図において25はそれぞれ静磁場を発生するため
の永久磁石対で、これらは各々の一端で板状継鉄27に取
付けられ磁気回路を構成している。柱状継鉄28は板状継
鉄27を支持すると共に、磁束の流れを閉じる働きをして
いる。また、永久磁石25の逆の一端には磁場の均一性を
高めるために磁極片26を取り付け、それらで囲まれる空
間内に均一且つ強力な静磁場を発生させる。
先に述べた傾斜磁場コイル21は、被検体30の挿入され
る空間を広く取るために上述した磁極片26が形成する窪
みの中に設置するのが合理的である。この構造に関して
は、すでに特開昭63−65848号において述べられてい
る。
る空間を広く取るために上述した磁極片26が形成する窪
みの中に設置するのが合理的である。この構造に関して
は、すでに特開昭63−65848号において述べられてい
る。
画像を撮影する際には傾斜磁場コイル21に電流を流す
ことによって傾斜磁場を発生させるが、この電流によっ
て傾斜磁場コイルが発熱する。傾斜磁場コイルは前記し
たように磁気回路に非常に密着して取付けられているの
で、この発熱によって永久磁石の温度が上昇する。永久
磁石の温度の上昇量は永久磁石の熱容量（Ｑ［J/
K］）、傾斜磁場コイルで発生する単位時間当りの熱量
（Ｐ［Ｗ］）、撮影時間（ｔ［ｓ］）、及び傾斜磁場コ
イルと永久磁石間の熱の伝導の割合（S;ただし、０≦Ｓ
≦１）によって決定される。
ことによって傾斜磁場を発生させるが、この電流によっ
て傾斜磁場コイルが発熱する。傾斜磁場コイルは前記し
たように磁気回路に非常に密着して取付けられているの
で、この発熱によって永久磁石の温度が上昇する。永久
磁石の温度の上昇量は永久磁石の熱容量（Ｑ［J/
K］）、傾斜磁場コイルで発生する単位時間当りの熱量
（Ｐ［Ｗ］）、撮影時間（ｔ［ｓ］）、及び傾斜磁場コ
イルと永久磁石間の熱の伝導の割合（S;ただし、０≦Ｓ
≦１）によって決定される。
永久磁石の熱容量は、永久磁石の比熱と重量の積によ
って決定される。一方、傾斜磁場コイルでの発熱量は傾
斜磁場コイルの抵抗とそれに流れる電流量、即ち撮影の
パルスシーケンスによって駆動される傾斜磁場コイルの
動作で定まる。参考のためにいわゆるスピンエコー法と
呼ばれる撮影シーケンスの概略を第３図に示す。図中で
RF40は高周波電磁波、Sig41はNMR信号を表している。ま
た、傾斜磁場はスライス選択42、周波数読みだし43、位
相読みだし44の３方向にそれぞれ用いられる。この図で
も判るようにそれぞれの傾斜磁場コイルに別々のタイミ
ングでパルス的な電流が流れる。従って、傾斜磁場コイ
ルの発熱を考える際には、３方向のコイルの撮影時間を
通しての平均的な発熱の総和で考えるのが良い。
って決定される。一方、傾斜磁場コイルでの発熱量は傾
斜磁場コイルの抵抗とそれに流れる電流量、即ち撮影の
パルスシーケンスによって駆動される傾斜磁場コイルの
動作で定まる。参考のためにいわゆるスピンエコー法と
呼ばれる撮影シーケンスの概略を第３図に示す。図中で
RF40は高周波電磁波、Sig41はNMR信号を表している。ま
た、傾斜磁場はスライス選択42、周波数読みだし43、位
相読みだし44の３方向にそれぞれ用いられる。この図で
も判るようにそれぞれの傾斜磁場コイルに別々のタイミ
ングでパルス的な電流が流れる。従って、傾斜磁場コイ
ルの発熱を考える際には、３方向のコイルの撮影時間を
通しての平均的な発熱の総和で考えるのが良い。
又、傾斜磁場コイルと磁気回路は一般に非常に接近し
て取付けられているため、それらの間に熱的な遮蔽物を
挿入することは困難である。さらに、磁気回路は外部環
境の温度変化を受けにくいように傾斜磁場コイルを含め
て何らかの保温対策を施しているのが普通である。従っ
て、長い時間でみると傾斜磁場コイルで発生した熱のか
なりの部分が永久磁石に伝わると考えて良い。
て取付けられているため、それらの間に熱的な遮蔽物を
挿入することは困難である。さらに、磁気回路は外部環
境の温度変化を受けにくいように傾斜磁場コイルを含め
て何らかの保温対策を施しているのが普通である。従っ
て、長い時間でみると傾斜磁場コイルで発生した熱のか
なりの部分が永久磁石に伝わると考えて良い。
ここで、永久磁石の磁場強度が温度に依存する割合を
示す係数をＣ［％/K］とすると、撮影中に傾斜磁場コイ
ルの発熱により引き起こされる静磁場の変化量（ΔB
0［Ｔ］）は次の式で表される。
示す係数をＣ［％/K］とすると、撮影中に傾斜磁場コイ
ルの発熱により引き起こされる静磁場の変化量（ΔB
0［Ｔ］）は次の式で表される。
ΔB0＝B0×（C/100） ×Ｒ×ｔ×S/Q …（１） ただし、B0［Ｔ］は静磁場の強度。
ここで実際にMRIの磁気回路に使用できる永久磁石材
料の温度依存係数（Ｃ）を以下に示す。
料の温度依存係数（Ｃ）を以下に示す。
フェライト磁石 −0.08％/K Nd−Fe−Ｂ磁石 −0.12％/K 希土類コバルト系磁石 −0.03％/K このうち、フェライト磁石は原価が安価なことから、
又、Nd−Fe−Ｂ系磁石は強力な磁場を発生できることか
らMRIの磁気回路に多く用いられている。しかし、上記
の数値からも判るようにこれらの永久磁石材料は大きな
温度係数を持っている。例えば、0.1Tの静磁場を発生し
ているフェライト磁石の温度が0.1K変っただけでも、静
磁場強度は18μＴでも変化してしまう。
又、Nd−Fe−Ｂ系磁石は強力な磁場を発生できることか
らMRIの磁気回路に多く用いられている。しかし、上記
の数値からも判るようにこれらの永久磁石材料は大きな
温度係数を持っている。例えば、0.1Tの静磁場を発生し
ているフェライト磁石の温度が0.1K変っただけでも、静
磁場強度は18μＴでも変化してしまう。
一方、撮影中に静磁場強度が変化することによって画
像が受ける影響は、パルスシーケンスの種類、或いはそ
の撮影パラメータによって異なる。しかし種々の撮像実
験の結果、いわゆるスピンエコー法で２μＴ程度、グラ
ディエントエコー法では0.5μＴ程度の僅かの静磁場の
変化でも画像に悪影響が現われることが判った。従っ
て、許容できる静磁場の変動量をΔBmax［Ｔ］とする
と、良好な画像を得るためには、撮影時間中における傾
斜磁場コイルの単位時間当りの発熱量Ｐを次式で決まる
値以下に制限することが必要である。
像が受ける影響は、パルスシーケンスの種類、或いはそ
の撮影パラメータによって異なる。しかし種々の撮像実
験の結果、いわゆるスピンエコー法で２μＴ程度、グラ
ディエントエコー法では0.5μＴ程度の僅かの静磁場の
変化でも画像に悪影響が現われることが判った。従っ
て、許容できる静磁場の変動量をΔBmax［Ｔ］とする
と、良好な画像を得るためには、撮影時間中における傾
斜磁場コイルの単位時間当りの発熱量Ｐを次式で決まる
値以下に制限することが必要である。
Ｐ≦ΔBmax×Q/ 〔B0×（C/100）×Ｓ×ｔ〕 …（２） 上式で係数Ｃは使用する永久磁石によって決まってし
まう定数である。又、静磁場の強度と使用する永久磁石
の種類及び磁気回路の構造が決まれば、使用する永久磁
石の量は自ずとある範囲内に定まってくる。従って、熱
容量Ｑ（即ち、比熱×永久磁石の重量）の値もある範囲
内になる。すなわち、以上のファクターは、MRI装置を
設計する上で余り自由に選択できるものではない。
まう定数である。又、静磁場の強度と使用する永久磁石
の種類及び磁気回路の構造が決まれば、使用する永久磁
石の量は自ずとある範囲内に定まってくる。従って、熱
容量Ｑ（即ち、比熱×永久磁石の重量）の値もある範囲
内になる。すなわち、以上のファクターは、MRI装置を
設計する上で余り自由に選択できるものではない。
又、許容できる静磁場の変動量ΔBmax及び撮影時間ｔ
についても、上述したように撮影のシーケンスが決まれ
ば確定してしまうものである。
についても、上述したように撮影のシーケンスが決まれ
ば確定してしまうものである。
傾斜磁場コイルの発熱量が画像に影響しないようにす
るためには、（２）式の右辺を大きくすれば良い。しか
し、以上で述べたように装置の構造によって大きく変え
ることのできるファクターは、傾斜磁場コイルと永久磁
石間の熱の伝導の割合Ｓだけである。しかも、この値も
先に述べたように装置の構造上、余り０に近づけること
はできない。従って、装置の構造によって決まる（２）
式の右辺に応じて傾斜磁場コイルでの消費電力を制限す
ることが、高品質な画像を得るために重要となる。撮影
シーケンスによって傾斜磁場コイルの発熱量の上限値は
変るが、どの場合にも最良の画像を得るためには当然そ
れらのうちの最低値を採用することになる。
るためには、（２）式の右辺を大きくすれば良い。しか
し、以上で述べたように装置の構造によって大きく変え
ることのできるファクターは、傾斜磁場コイルと永久磁
石間の熱の伝導の割合Ｓだけである。しかも、この値も
先に述べたように装置の構造上、余り０に近づけること
はできない。従って、装置の構造によって決まる（２）
式の右辺に応じて傾斜磁場コイルでの消費電力を制限す
ることが、高品質な画像を得るために重要となる。撮影
シーケンスによって傾斜磁場コイルの発熱量の上限値は
変るが、どの場合にも最良の画像を得るためには当然そ
れらのうちの最低値を採用することになる。
従来の装置では、以上に述べた永久磁石の温度変化に
よる静磁場の変動を考慮していなかったために、画像に
歪みやボケが発生し正確な読影の妨げとなっていた。
よる静磁場の変動を考慮していなかったために、画像に
歪みやボケが発生し正確な読影の妨げとなっていた。
［発明の効果］ 本発明によれば、静磁場発生用の磁気回路の温度変化
を最小に抑えることができるので、種々の悪影響が撮影
画像に及ぶのを防ぐことができ、良質の画像を得ること
ができる。
を最小に抑えることができるので、種々の悪影響が撮影
画像に及ぶのを防ぐことができ、良質の画像を得ること
ができる。
第１図は核磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示す
図、第２図（ａ）及び（ｂ）は永久磁石を用いたMRI装
置の一般的な構成例を示す正面図と斜視図、第３図はス
ピンエコー法のパルスシーケンスの概略を説明するため
のタイムチャート。 符号の説明 １……静磁場発生装置、２……高周波コイル、３……高
周波増幅器、４……高周波コイル、５……高周波増幅
器、６……直交位相検波器、７……A/D変換器、８……C
PU、９……ディスプレイ、10……シーケンサ、11……変
調器、12……高周波発信器、13……磁気テープ、14……
磁気ディスク、20……傾斜磁場電源、21……傾斜磁場コ
イル群、25……永久磁石、26……磁極片、27……板状継
鉄、28……柱状継鉄、30……被検体。
図、第２図（ａ）及び（ｂ）は永久磁石を用いたMRI装
置の一般的な構成例を示す正面図と斜視図、第３図はス
ピンエコー法のパルスシーケンスの概略を説明するため
のタイムチャート。 符号の説明 １……静磁場発生装置、２……高周波コイル、３……高
周波増幅器、４……高周波コイル、５……高周波増幅
器、６……直交位相検波器、７……A/D変換器、８……C
PU、９……ディスプレイ、10……シーケンサ、11……変
調器、12……高周波発信器、13……磁気テープ、14……
磁気ディスク、20……傾斜磁場電源、21……傾斜磁場コ
イル群、25……永久磁石、26……磁極片、27……板状継
鉄、28……柱状継鉄、30……被検体。
Claims (1)
- 【請求項１】被検体に静磁場を与えるために永久磁石を
用いて構成された手段と、前記被検体に傾斜磁場を与え
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電磁波を与える手
段と、前記核磁気共鳴により発生する信号を検出する核
磁気共鳴信号検出手段と、前記核磁気共鳴信号を用いて
画像再構成演算を行なう演算手段とを備えてなる核磁気
共鳴イメージング装置において、 撮影を行う時間の間に前記傾斜磁場を与える手段におい
て発生する単位時間当りの熱量をＰ［Ｗ］、前記永久磁
石の熱容量をＱ［J/K］、前記傾斜磁場を与える手段と
前記永久磁石間における熱の伝導の割合をＳ（ただし、
０≦Ｓ≦１）、前記永久磁石の磁場強度が温度に依存す
る割合を示す係数をＣ［％/K］、所定の撮像法において
再構成画像に劣化を来さない静磁場の変動量の上限値を
ΔBmax［Ｔ］、静磁場強度をB0［Ｔ］、撮像に要する時
間をｔ［ｓ］とする時、ＰがΔBmax×Q/〔B0×（C/10
0）×Ｓ×ｔ〕以下となることを特徴とする核磁気共鳴
イメージング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1235689A JP2811328B2 (ja) | 1989-09-13 | 1989-09-13 | 核磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1235689A JP2811328B2 (ja) | 1989-09-13 | 1989-09-13 | 核磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0399633A JPH0399633A (ja) | 1991-04-24 |
| JP2811328B2 true JP2811328B2 (ja) | 1998-10-15 |
Family
ID=16989761
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1235689A Expired - Fee Related JP2811328B2 (ja) | 1989-09-13 | 1989-09-13 | 核磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2811328B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH08592A (ja) * | 1994-06-20 | 1996-01-09 | Shimadzu Corp | Ｍｒ装置 |
-
1989
- 1989-09-13 JP JP1235689A patent/JP2811328B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0399633A (ja) | 1991-04-24 |
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