JPH0311228B2 - - Google Patents
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- JPH0311228B2 JPH0311228B2 JP60135316A JP13531685A JPH0311228B2 JP H0311228 B2 JPH0311228 B2 JP H0311228B2 JP 60135316 A JP60135316 A JP 60135316A JP 13531685 A JP13531685 A JP 13531685A JP H0311228 B2 JPH0311228 B2 JP H0311228B2
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- magnetic resonance
- electrical
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Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の技術分野〕
本発明は、磁気共鳴現象（以下MR現象と称す
る）を利用して被検体の断層面像情報を得る磁気
共鳴イメージング装置（以下MRI装置と略称す
る）に係り、特に、本体部と制御・信号処理部と
の間の信号伝送系を改良することにより計測精度
の向上を図るようにしたMRI装置に関する。
る）を利用して被検体の断層面像情報を得る磁気
共鳴イメージング装置（以下MRI装置と略称す
る）に係り、特に、本体部と制御・信号処理部と
の間の信号伝送系を改良することにより計測精度
の向上を図るようにしたMRI装置に関する。
MRI装置は、コイル部、送受信部を備えた架
台及び被検体を載置する寝台部からなる本体部
と、この本体部に各種制御信号を与えると共に検
出されたMR信号に基づき被検体の断層面の画像
情報を生成する制御・信号処理部等とから概略構
成されている。
台及び被検体を載置する寝台部からなる本体部
と、この本体部に各種制御信号を与えると共に検
出されたMR信号に基づき被検体の断層面の画像
情報を生成する制御・信号処理部等とから概略構
成されている。
上記コイル部は、静磁場発生コイル、傾斜磁場
発生コイル等からなり、このコイル部は送受信部
をなすプローブヘツドと共に被検体を囲むように
架台に夫々設けられている。そして、静磁場発生
コイルにより発生された一様静磁場中に、寝台部
を駆動して被検体を配置し、傾斜磁場発生コイル
により発生させた傾斜磁場傾斜を上記一様静磁場
に重畳し、且つプローブヘツドにより励起回転磁
場を印加して、上記被検体の予定断層面部分に磁
気共鳴現象を生じせしめ、誘起されたMR信号を
検出部としてのプローブヘツドにより検出するよ
うにしている。
発生コイル等からなり、このコイル部は送受信部
をなすプローブヘツドと共に被検体を囲むように
架台に夫々設けられている。そして、静磁場発生
コイルにより発生された一様静磁場中に、寝台部
を駆動して被検体を配置し、傾斜磁場発生コイル
により発生させた傾斜磁場傾斜を上記一様静磁場
に重畳し、且つプローブヘツドにより励起回転磁
場を印加して、上記被検体の予定断層面部分に磁
気共鳴現象を生じせしめ、誘起されたMR信号を
検出部としてのプローブヘツドにより検出するよ
うにしている。
第２図は従来のMRI装置の信号伝送系を示す
図である。第２図において本体部に含まれる検出
部１及びそのプリアンプ２は電磁シールドルーム
３内に配置され、プリアンプ２の出力は同軸ケー
ブル４により検波器を有したアナログ処理部５に
伝送されれ、制御・信号処理部をなすデジタル処
理部６に取込まれ、この検波されたMR信号に基
づき上記被検体の予定断層面の投影情報を得て画
像再構成を施すことにより、上記被検体の断層面
における或る特定の原子核のスピン密度分布、及
び緩和時定数分布の少なくとも一方の反映された
画像情報を生成するようにしている。また、アナ
ログ処理部６をなす制御・信号処理部では、上記
本体部との間でコイル励磁制御・寝台駆動制御等
の各種制御信号を授受すると共、プローブヘツド
の送受信信号、監視カメラからの信号等も授受す
るようにしている。
図である。第２図において本体部に含まれる検出
部１及びそのプリアンプ２は電磁シールドルーム
３内に配置され、プリアンプ２の出力は同軸ケー
ブル４により検波器を有したアナログ処理部５に
伝送されれ、制御・信号処理部をなすデジタル処
理部６に取込まれ、この検波されたMR信号に基
づき上記被検体の予定断層面の投影情報を得て画
像再構成を施すことにより、上記被検体の断層面
における或る特定の原子核のスピン密度分布、及
び緩和時定数分布の少なくとも一方の反映された
画像情報を生成するようにしている。また、アナ
ログ処理部６をなす制御・信号処理部では、上記
本体部との間でコイル励磁制御・寝台駆動制御等
の各種制御信号を授受すると共、プローブヘツド
の送受信信号、監視カメラからの信号等も授受す
るようにしている。
上記MRI装置において、検出部１のプローブ
ヘツドにより検出されるMR信号は微弱であり、
且つ微妙である。そして、このMR信号の検出精
度が最終的に得られる情報の精度を決定する。
ヘツドにより検出されるMR信号は微弱であり、
且つ微妙である。そして、このMR信号の検出精
度が最終的に得られる情報の精度を決定する。
従つて、上記MR信号がノイズに対して影響を
受けないように、本体部が設置される部屋は電磁
シールドルーム３としたり、また、上記制御信
号、監視カメラからの信号も含めプローブヘツド
の送受信信号の信号伝送系を同軸ケーブル４によ
り構成し、伝送中における電磁誘導雑音を軽減す
るようにしていた。しかし乍、同軸ケーブル４に
よる信号伝送系では、電磁シールドルーム３の外
部で外乱雑音を受ると共に内部で散乱ノイズを発
生させてしまうのでこのような電磁誘導雑音を無
視できる程度に軽減することは不可能であり、そ
の改善が望まれていた。
受けないように、本体部が設置される部屋は電磁
シールドルーム３としたり、また、上記制御信
号、監視カメラからの信号も含めプローブヘツド
の送受信信号の信号伝送系を同軸ケーブル４によ
り構成し、伝送中における電磁誘導雑音を軽減す
るようにしていた。しかし乍、同軸ケーブル４に
よる信号伝送系では、電磁シールドルーム３の外
部で外乱雑音を受ると共に内部で散乱ノイズを発
生させてしまうのでこのような電磁誘導雑音を無
視できる程度に軽減することは不可能であり、そ
の改善が望まれていた。
本発明は上記事情に基づいてなされたもので、
その目的とするところは、本体部と制御・信号処
理部との間の信号伝送系を改良することにより計
測精度の向上を可能としMRI装置を提供するこ
とにある。
その目的とするところは、本体部と制御・信号処
理部との間の信号伝送系を改良することにより計
測精度の向上を可能としMRI装置を提供するこ
とにある。
かかる目的を達成するために本発明による
MRI装置では、電磁シールドルーム内に設置さ
れるものであつて、被検体に静磁場及び傾斜磁場
を印加し且つ励起回転磁場を印加して前記被検体
の予定断層面で部分に磁気共鳴現象を生じせし
め、誘起された磁気共鳴信号を検出する磁気共鳴
イメージング装置本体部と、 前記電磁シールドルームに近接して設置される
ものであつて、前記磁気共鳴信号を前記本体部か
ら導入して検波する検波部と、 前記電磁シールドルームに近接し且つ前記検波
部の近傍に設置されるものであつて、前記検波部
から出力されたり検波信号を電気／光変換する電
気／光変換部と、 この電気／光変換部の出力端にその一端が接続
されるものであつて、前記電気／光変換部の出力
端から出力された光信号を光伝送する光ケーブル
部と、 この光ケーブル部の他端にその入力端が接続さ
れるものであつて、前記光ケーブル部の他端から
出力された光信号を光／電気変換する光／電気変
換部と、 前記電磁シールドルームから隔間して設置され
るものであつて、前記本体部に制御信号を与える
と共に前記光／電気変換部の出力端から出力され
る検波後のに磁気共鳴信号に基づき前記被検体の
前記予定断層面の投影情報を得て画像再構成を施
すことにより、前記被検体の断層面における或る
特定の原子核のスピン密度分布及び緩和時定数の
少なくとも一方の反映された画像情報を生成する
制御・信号処理部と、 を具備してなることを特徴とする。
MRI装置では、電磁シールドルーム内に設置さ
れるものであつて、被検体に静磁場及び傾斜磁場
を印加し且つ励起回転磁場を印加して前記被検体
の予定断層面で部分に磁気共鳴現象を生じせし
め、誘起された磁気共鳴信号を検出する磁気共鳴
イメージング装置本体部と、 前記電磁シールドルームに近接して設置される
ものであつて、前記磁気共鳴信号を前記本体部か
ら導入して検波する検波部と、 前記電磁シールドルームに近接し且つ前記検波
部の近傍に設置されるものであつて、前記検波部
から出力されたり検波信号を電気／光変換する電
気／光変換部と、 この電気／光変換部の出力端にその一端が接続
されるものであつて、前記電気／光変換部の出力
端から出力された光信号を光伝送する光ケーブル
部と、 この光ケーブル部の他端にその入力端が接続さ
れるものであつて、前記光ケーブル部の他端から
出力された光信号を光／電気変換する光／電気変
換部と、 前記電磁シールドルームから隔間して設置され
るものであつて、前記本体部に制御信号を与える
と共に前記光／電気変換部の出力端から出力され
る検波後のに磁気共鳴信号に基づき前記被検体の
前記予定断層面の投影情報を得て画像再構成を施
すことにより、前記被検体の断層面における或る
特定の原子核のスピン密度分布及び緩和時定数の
少なくとも一方の反映された画像情報を生成する
制御・信号処理部と、 を具備してなることを特徴とする。
以下本発明の実施例を図面を参照して説明す
る。
る。
先ず、実施例の説明に先立ち本発明の原理につ
いて説明する。即ち、従来における信号伝送系が
同軸ケーブルを用いたアナログ電気信号の伝送で
あるのを、第３図に示すように電気／光変換器
（Ｅ／Ｏ）７、光／電気変換器（Ｏ／Ｅ）８並び
に光ケーブル９を用いた光伝送に代えれば、信号
の光化により電磁誘導雑音の影響は受けないこと
になる。ここに用いる電気／光変換器７及び光／
電気変換器（Ｏ／Ｅ）８は次ぎのような条件を満
足しなければならない。
いて説明する。即ち、従来における信号伝送系が
同軸ケーブルを用いたアナログ電気信号の伝送で
あるのを、第３図に示すように電気／光変換器
（Ｅ／Ｏ）７、光／電気変換器（Ｏ／Ｅ）８並び
に光ケーブル９を用いた光伝送に代えれば、信号
の光化により電磁誘導雑音の影響は受けないこと
になる。ここに用いる電気／光変換器７及び光／
電気変換器（Ｏ／Ｅ）８は次ぎのような条件を満
足しなければならない。
MRI装置ではその本体部にあつて高均一の
高強度磁場であるので、電気／光変換器７及び
光／電気変換部（Ｏ／Ｅ）８は磁場の均一性に
影響を与えないように極力非磁性材料で構成さ
れなければならない。
高強度磁場であるので、電気／光変換器７及び
光／電気変換部（Ｏ／Ｅ）８は磁場の均一性に
影響を与えないように極力非磁性材料で構成さ
れなければならない。
電気／光変換器７及び光／電気変換器（Ｏ／
Ｅ）８の電気信号の光信号化は、信号強弱を発
光ダイオードの輝度の強弱に直接変換する輝度
直接変調方式を採用する。この場合、電気信号
としてはアナログ信号であり、これはデジタル
信号を光伝送するにはアナログ信号をデジタル
信号に変換しなければならず、その際、雑音が
検出に混入する恐れがあることによる。尚、
Ｓ／Ｎの向上を図るために変調度を高めること
は言うまでもない。
Ｅ）８の電気信号の光信号化は、信号強弱を発
光ダイオードの輝度の強弱に直接変換する輝度
直接変調方式を採用する。この場合、電気信号
としてはアナログ信号であり、これはデジタル
信号を光伝送するにはアナログ信号をデジタル
信号に変換しなければならず、その際、雑音が
検出に混入する恐れがあることによる。尚、
Ｓ／Ｎの向上を図るために変調度を高めること
は言うまでもない。
ここで、信号伝送されるMR信号について説明
する。即ち、静磁場が1500ガウスのMRI装置に
おけるMR信号の周波数は6.39MHzであり、静磁
場が2200ガウスのMRI装置におけるMR信号の周
波数は9.37MHzであり、静磁場が5000ガウスの
MRI装置におけるMR信号の周波数は21.3MHzで
あり、静磁場が15000ガウスのMRI装置における
MR信号の周波数は63.9MHzである。
する。即ち、静磁場が1500ガウスのMRI装置に
おけるMR信号の周波数は6.39MHzであり、静磁
場が2200ガウスのMRI装置におけるMR信号の周
波数は9.37MHzであり、静磁場が5000ガウスの
MRI装置におけるMR信号の周波数は21.3MHzで
あり、静磁場が15000ガウスのMRI装置における
MR信号の周波数は63.9MHzである。
ここで、発光ダイオードによる電気信号の光化
は40MHzが限度であるので第２図の構成での光伝
送では、静磁場が1500，2000，5000ガウスの
MRI装置は実施可能であるが、15000ガウスの
MRI装置では実施不可能である。
は40MHzが限度であるので第２図の構成での光伝
送では、静磁場が1500，2000，5000ガウスの
MRI装置は実施可能であるが、15000ガウスの
MRI装置では実施不可能である。
これに対しMR信号がたとえ光信号化が不可能
な40MHz以上の周波数のものであつたとしても、
検波器で検波した後の信号の周波数は100kHz程
度であり、このような周波数ならば、勿論発光ダ
イオードで光信号化は可能である。
な40MHz以上の周波数のものであつたとしても、
検波器で検波した後の信号の周波数は100kHz程
度であり、このような周波数ならば、勿論発光ダ
イオードで光信号化は可能である。
従つて本発明は光信号化が不可能な40MHz以上
の周波数を有するMR信号のMRI装置における光
伝送の構成を開示するものである。
の周波数を有するMR信号のMRI装置における光
伝送の構成を開示するものである。
第１図は本発明の一実施例の構成を示す図であ
る。
る。
第１図においては第２図及び第３図と同一部分
には同一符号を付しその説明は省略するものであ
る。
には同一符号を付しその説明は省略するものであ
る。
即ち、本実施例では、通常制御・信号処理部に
組込まれている検波器をなすアナログ処理部５を
電磁シールドルーム３に近接して配置し、ここで
MR信号f0を検波信号fcで検波して100kHz程度の
周波数の検出信号を得る。この検出信号は発光ダ
イオードで光信号化が可能であり、電気／光変換
器（Ｅ／Ｏ）７、光／電気変換器（Ｏ／Ｅ）８並
びに光ケーブル９を用いた光伝送によりデジタル
処理部６に信号伝送する。
組込まれている検波器をなすアナログ処理部５を
電磁シールドルーム３に近接して配置し、ここで
MR信号f0を検波信号fcで検波して100kHz程度の
周波数の検出信号を得る。この検出信号は発光ダ
イオードで光信号化が可能であり、電気／光変換
器（Ｅ／Ｏ）７、光／電気変換器（Ｏ／Ｅ）８並
びに光ケーブル９を用いた光伝送によりデジタル
処理部６に信号伝送する。
以上述べたように本実施例では、検出部１、プ
リアンプ２を含む本体にて検出した磁気共鳴信号
は数ＭHz〜数＋ＭHzの周波数であるから電気／光
変換器（Ｅ／Ｏ）７により直接の光信号化は不可
能であるが、検波信号は100KHz程度の周波数で
あるから電気／光変換器（Ｏ／Ｅ）８により直接
の光信号化が可能であることに着目して、電気／
光変換器（Ｅ／Ｏ）７を検波器をなすアナログ処
理部５の後段に置くことにより実質的に磁気共鳴
信号の光伝送化を実現している。
リアンプ２を含む本体にて検出した磁気共鳴信号
は数ＭHz〜数＋ＭHzの周波数であるから電気／光
変換器（Ｅ／Ｏ）７により直接の光信号化は不可
能であるが、検波信号は100KHz程度の周波数で
あるから電気／光変換器（Ｏ／Ｅ）８により直接
の光信号化が可能であることに着目して、電気／
光変換器（Ｅ／Ｏ）７を検波器をなすアナログ処
理部５の後段に置くことにより実質的に磁気共鳴
信号の光伝送化を実現している。
しかも、本体部については外来ノイズの影響を
受けないように、また磁場の漏洩を抑制すべく当
該本体を磁気シールドルーム３の中に置くもの
の、他の要素は逆に本体部による強磁場の影響を
受けないようにし且つ外来ノイズの影響を受けな
いように光伝送系を用いて本体から離したことを
特徴とするものである。
受けないように、また磁場の漏洩を抑制すべく当
該本体を磁気シールドルーム３の中に置くもの
の、他の要素は逆に本体部による強磁場の影響を
受けないようにし且つ外来ノイズの影響を受けな
いように光伝送系を用いて本体から離したことを
特徴とするものである。
本発明は上記図示し且つ記載した実施例に限定
されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない
範囲で種々変形して実施できるものである。
されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない
範囲で種々変形して実施できるものである。
以上述べたように本発明では、電磁シールドル
ーム内に設置されるものであつて、被検体に静磁
場及び傾斜磁場を印加し且つ励起回転磁場を印加
して前記被検体の予定断層面で部分に磁気共鳴現
象を生じせしめ、誘起された磁気共鳴信号を検出
する磁気共鳴イメージング装置本体部と、 前記電磁シールドルームに近接して設置される
ものであつて、前記磁気共鳴信号を前記本体部か
ら導入して検波する検波部と、 前記電磁シールドルームに近接し且つ前記検波
部の近傍に設置されるものであつて、前記検波部
から出力されたり検波信号を電気／光変換する電
気／光変換部と、 この電気／光変換部の出力端にその一端が接続
されるものであつて、前記電気／光変換部の出力
端から出力された光信号を光伝送する光ケーブル
部と、 この光ケーブル部の他端にその入力端が接続さ
れるものであつて、前記光ケーブル部の他端から
出力された光信号を光／電気変換する光／電気変
換部と、 前記電磁シールドルームから隔間して設置され
るものであつて、前記本体部に制御信号を与える
と共に前記光／電気変換部の出力端から出力され
る検波後の磁気共鳴信号に基づき前記被検体の前
記予定断層面の投影情報を得て画像再構成を施す
ことにより、前記被検体の断層面における或る特
定の原子核のスピン密度分布及び緩和時定数の少
なくとも一方の反映された画像情報を生成する制
御・信号処理部と、 を具備したことにより、電磁話等雑音に強く計測
精度の向上が図られたMRI装置が提供できるの
である。
ーム内に設置されるものであつて、被検体に静磁
場及び傾斜磁場を印加し且つ励起回転磁場を印加
して前記被検体の予定断層面で部分に磁気共鳴現
象を生じせしめ、誘起された磁気共鳴信号を検出
する磁気共鳴イメージング装置本体部と、 前記電磁シールドルームに近接して設置される
ものであつて、前記磁気共鳴信号を前記本体部か
ら導入して検波する検波部と、 前記電磁シールドルームに近接し且つ前記検波
部の近傍に設置されるものであつて、前記検波部
から出力されたり検波信号を電気／光変換する電
気／光変換部と、 この電気／光変換部の出力端にその一端が接続
されるものであつて、前記電気／光変換部の出力
端から出力された光信号を光伝送する光ケーブル
部と、 この光ケーブル部の他端にその入力端が接続さ
れるものであつて、前記光ケーブル部の他端から
出力された光信号を光／電気変換する光／電気変
換部と、 前記電磁シールドルームから隔間して設置され
るものであつて、前記本体部に制御信号を与える
と共に前記光／電気変換部の出力端から出力され
る検波後の磁気共鳴信号に基づき前記被検体の前
記予定断層面の投影情報を得て画像再構成を施す
ことにより、前記被検体の断層面における或る特
定の原子核のスピン密度分布及び緩和時定数の少
なくとも一方の反映された画像情報を生成する制
御・信号処理部と、 を具備したことにより、電磁話等雑音に強く計測
精度の向上が図られたMRI装置が提供できるの
である。
第１図は本発明にかかるMRI装置の一実施例
を示すブロツク図、第２図は従来のMRI装置を
説明するための図、第３図は本発明に先行する
MRI装置を説明するための図である。 １……検出部、２……プリアンプ、３……電磁
シールドルーム、５……アナログ処理部、６……
デジタル処理部、７……電気／光変換器、８……
光／電気変換器、９……光ケーブル。
を示すブロツク図、第２図は従来のMRI装置を
説明するための図、第３図は本発明に先行する
MRI装置を説明するための図である。 １……検出部、２……プリアンプ、３……電磁
シールドルーム、５……アナログ処理部、６……
デジタル処理部、７……電気／光変換器、８……
光／電気変換器、９……光ケーブル。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 電磁シールドルーム内に設置されるものであ
つて、被検体に静磁場及び傾斜磁場を印加し且つ
励起回転磁場を印加して前記被検体の予定断層面
で部分に磁気共鳴現象を生じせしめ、誘起された
磁気共鳴信号を検出する磁気共鳴イメージング装
置本体部と、 前記電磁シールドルームに近接して設置される
ものであつて、前記磁気共鳴信号を前記本体部か
ら導入して検波する検波部と、 前記電磁シールドルームに近接し且つ前記検波
部の近傍に設置されるものであつて、前記検波部
から出力されたり検波信号を電気／光変換する電
気／光変換部と、 この電気／光変換部の出力端にその一端が接続
されるものであつて、前記電気／光変換部の出力
端から出力された光信号を光伝送する光ケーブル
部と、 この光ケーブル部の他端にその入力端が接続さ
れるものであつて、前記光ケール部の他端から出
力された光信号を光／電気変換する光／電気変換
部と、 前記電磁シールドルームから隔間して設置され
るものであつて、前記本体部に制御信号を与える
と共に前記光／電気変換部の出力端から出力され
る検波後の磁気共鳴信号に基づき前記被検体の前
記予定断層面の投影情報を得て画像再構成を施す
ことにより、前記被検体の断層面における或る特
定の原子核のスピン密度分布及び緩和時定数の少
なくとも一方の反映された画像情報を生成する制
御・信号処理部と、 を具備してなることを特徴とする磁気共鳴イメー
ジング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60135316A JPS61293442A (ja) | 1985-06-21 | 1985-06-21 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60135316A JPS61293442A (ja) | 1985-06-21 | 1985-06-21 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61293442A JPS61293442A (ja) | 1986-12-24 |
| JPH0311228B2 true JPH0311228B2 (ja) | 1991-02-15 |
Family
ID=15148891
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60135316A Granted JPS61293442A (ja) | 1985-06-21 | 1985-06-21 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61293442A (ja) |
Families Citing this family (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4737712A (en) * | 1986-12-31 | 1988-04-12 | General Electric Company | Isolated power transfer and patient monitoring system with interference rejection useful with NMR apparatus |
| JPH0499904U (ja) * | 1991-02-12 | 1992-08-28 | ||
| JPH07178169A (ja) * | 1993-12-24 | 1995-07-18 | Nemoto Kyorindo:Kk | Ｍｒｉ用注入装置 |
| US7378844B2 (en) * | 2004-09-30 | 2008-05-27 | General Electric Company | Magnetic resonance system, receiver & method of generating detecting and digitizing analog MR signals solely within the MR shielded environment |
| US7173426B1 (en) * | 2005-11-29 | 2007-02-06 | General Electric Company | Optical link for transmitting data through air from a plurality of receiver coils in a magnetic resonance imaging system |
| JP2009261700A (ja) * | 2008-04-25 | 2009-11-12 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｍｒｉシステム |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS59183212U (ja) * | 1983-05-23 | 1984-12-06 | 旭化成株式会社 | 核磁気共鳴法画像形成装置 |
| JPS59184808U (ja) * | 1983-05-26 | 1984-12-08 | 旭化成株式会社 | 核磁気共鳴を利用した画像形成装置 |
-
1985
- 1985-06-21 JP JP60135316A patent/JPS61293442A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS61293442A (ja) | 1986-12-24 |
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