JPH0453537B2 - - Google Patents
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- JPH0453537B2 JPH0453537B2 JP58016064A JP1606483A JPH0453537B2 JP H0453537 B2 JPH0453537 B2 JP H0453537B2 JP 58016064 A JP58016064 A JP 58016064A JP 1606483 A JP1606483 A JP 1606483A JP H0453537 B2 JPH0453537 B2 JP H0453537B2
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- 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
- G01R33/58—Calibration of imaging systems, e.g. using test probes, Phantoms; Calibration objects or fiducial markers such as active or passive RF coils surrounding an MR active material
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Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の利用分野〕
本発明は、核磁気共鳴現象を用いて、対象物体
中の核スピンの密度分布あるいは緩和時間分布を
非破壊的に計測する検査装置に係り、特に画像再
構成時の演算中心の設定法に関するものである。[Detailed Description of the Invention] [Field of Application of the Invention] The present invention relates to an inspection device that non-destructively measures the density distribution or relaxation time distribution of nuclear spins in a target object using nuclear magnetic resonance phenomena. In particular, it relates to a method for setting the calculation center during image reconstruction.
従来、人体の頭部、腹部などの内部構造を非破
壊的に検査する装置として、Ｘ線CTや超音波撮
像装置が広く利用されて来ている。近年、核磁気
共鳴現象を用いて同様の検査を行う試みが成功
し、Ｘ線CTや超音波撮像装置では得られない情
報を取得できることが明らかになつて来た。核磁
気共鳴現象を用いた検査装置においては、検査物
体からの信号を物体各部に対応させて分離・識別
する必要がある。その１つに、検査物体に傾斜磁
場を印加し、物体各部の置かれた静磁場を異なら
せ、これにより各部の共鳴周波数を異ならせるこ
とで位置の情報を得る方法がある。第１図はその
原理を説明するための図である。対象物体１に傾
斜磁場G1を印加すると、G1に垂直な線上にある
全ての核スピンからの信号を積分した信号強度分
布２が、静磁場Ｈの関数として得られる。核磁気
共鳴においては、
〓＝γH／（2π） ……(1)
の関係が成立するので、信号強度は高周波磁場の
周波数〓の関数でもある。ここでγは核磁気回転
比であり、核に固有の値である。次に傾斜磁場の
印加方向を変えてG2を印加すると、信号分布強
度３が得られる。傾斜磁場の印加方向を種々変化
させて同様の信号分布すなわち射影データを求め
れば、Ｘ線CTと同様のアルゴリズムにより、元
の物体１の核スピン密度分布や緩和時間分布など
を求めることができる。
Conventionally, X-ray CT and ultrasonic imaging devices have been widely used as devices for non-destructively inspecting internal structures such as the head and abdomen of the human body. In recent years, attempts to conduct similar tests using nuclear magnetic resonance phenomena have been successful, and it has become clear that information that cannot be obtained with X-ray CT or ultrasound imaging devices can be obtained. In an inspection device that uses nuclear magnetic resonance phenomena, it is necessary to separate and identify signals from an inspection object in correspondence with each part of the object. One method is to obtain position information by applying a gradient magnetic field to the object to be inspected, varying the static magnetic field placed on each part of the object, and thereby varying the resonance frequency of each part. FIG. 1 is a diagram for explaining the principle. When a gradient magnetic field G 1 is applied to the target object 1, a signal intensity distribution 2 is obtained as a function of the static magnetic field H, which is obtained by integrating signals from all nuclear spins on a line perpendicular to G 1 . In nuclear magnetic resonance, the relationship 〓=γH/(2π)...(1) holds, so the signal strength is also a function of the frequency of the high-frequency magnetic field. Here, γ is the nuclear gyromagnetic ratio, which is a value specific to the nucleus. Next, by changing the direction of applying the gradient magnetic field and applying G2 , a signal distribution strength of 3 is obtained. By varying the applied direction of the gradient magnetic field and obtaining similar signal distributions, that is, projection data, it is possible to obtain the nuclear spin density distribution, relaxation time distribution, etc. of the original object 1 using an algorithm similar to that of X-ray CT.
ところで、このようなアルゴリズムの１つに、
フイルタード・バツクプロジエクシヨン（以下、
FBPと略す）法がある。これは射影データにフ
イルタリング操作を施した後、逆投影を行なうも
のである。この時、傾斜磁場の中心に対応する周
波数が、射影データの中心になければ、再生画像
がボケてしまう。 By the way, one such algorithm is
Filtered Back Projection (hereinafter referred to as
There is a law (abbreviated as FBP). This is to perform back projection after filtering the projection data. At this time, if the frequency corresponding to the center of the gradient magnetic field is not at the center of the projection data, the reproduced image will be blurred.
このような位置合せは、傾斜磁場の中心に置い
た小さな試料から発生する信号が、丁度射影デー
タの中心に出現するようにする必要がある。しか
しながら、この目的で観測する信号は、吸収およ
び分散成分が混ざつたものであり、信号の中心を
求めることは簡単ではなかつた。第２図に、かか
る目的で通常観測される信号の波形の一例を示
す。このような波形では、信号の中心を求めるこ
とはできない。従つて吸収あるいは分散成分を分
離して得なければ、上記の目的を達成することは
できないのである。ところが、これらの成分を分
離するには、直交検波（Quadrature Detection）
した２つの信号に重みを付けて加算しなければな
らず、その重みの選択が問題であつた。 Such alignment is necessary so that the signal generated from a small sample placed at the center of the magnetic gradient field appears exactly at the center of the projection data. However, the signal observed for this purpose is a mixture of absorption and dispersion components, and it is not easy to find the center of the signal. FIG. 2 shows an example of the waveform of a signal normally observed for such a purpose. With such a waveform, it is not possible to find the center of the signal. Therefore, the above objective cannot be achieved unless the absorbed or dispersed components are obtained separately. However, to separate these components, quadrature detection
The two signals obtained had to be weighted and added, and the problem was the selection of the weights.
本発明はこのような欠点を鑑みてなされたもの
で、その目的は、傾斜磁場の中心と像再生時の演
算中心との位置合せを著しく容易にした核磁気共
鳴を用いた検査装置を提供することにある。
The present invention has been made in view of these drawbacks, and its purpose is to provide an inspection device using nuclear magnetic resonance that greatly facilitates the alignment of the center of a gradient magnetic field and the center of calculation during image reproduction. There is a particular thing.
かかる目的を達成するために、本発明は、傾斜
磁場の中心近傍に置いた基準試料からのNMR信
号を検出し、そのパワースペクトルの中心が射影
データの中心と一致するように、高周波磁場の周
波数、検波に用いる参照波の周波数及び静磁場の
強度の少なくとも１つを変化させることを特徴と
するものである。
To achieve such an objective, the present invention detects an NMR signal from a reference sample placed near the center of a gradient magnetic field, and adjusts the frequency of a high-frequency magnetic field so that the center of its power spectrum coincides with the center of projection data. , is characterized by changing at least one of the frequency of the reference wave used for detection and the strength of the static magnetic field.
以下、本発明の実施例を図面により説明する。
第３図は本発明の一実施例である検査装置の構成
を示すものである。制御装置４は各装置へ種々の
命令を一定のタイミングで出力する。高周波パル
ス発生器５の出力は電力増幅器６で増幅され、コ
イル７を励振する。コイル７は同時に受信コイル
を兼用しており、受信された信号成分は増幅器８
を通り、検波器９で検波後、信号処理装置１０で
画像に変換される。高周波パルス発生器５の出力
は、検波器９で直角位相検波する時の基準信号と
して用いられる。Ｚ方向及びそれに直角な方向の
傾斜磁場の発生はそれぞれコイル１１，１２，１
３で行ない、これらのコイルはそれぞれ増幅器１
４，１５，１６により駆動される。静磁場の発生
はコイル１７で行ない、コイル１７は電源１８に
より駆動される。コイル１３はコイル１２をＺ軸
のまわりに90゜回転させたもので、互いに直交す
る傾斜磁場を発生する。検査対象である人体１９
はベツド２０上に置かれ、ベツド２０は支持台２
１上を移動する。
Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
FIG. 3 shows the configuration of an inspection device that is an embodiment of the present invention. The control device 4 outputs various commands to each device at constant timing. The output of the high frequency pulse generator 5 is amplified by a power amplifier 6 and excites a coil 7. Coil 7 also serves as a receiving coil, and the received signal component is sent to amplifier 8.
After being detected by a wave detector 9, the signal is converted into an image by a signal processing device 10. The output of the high frequency pulse generator 5 is used as a reference signal when the detector 9 performs quadrature phase detection. Generation of gradient magnetic fields in the Z direction and in the direction perpendicular thereto is done by coils 11, 12, and 1, respectively.
3, and each of these coils is connected to amplifier 1
4, 15, and 16. The static magnetic field is generated by a coil 17, and the coil 17 is driven by a power source 18. The coil 13 is obtained by rotating the coil 12 by 90 degrees around the Z axis, and generates mutually orthogonal gradient magnetic fields. Human body to be examined 19
is placed on the bed 20, and the bed 20 is placed on the support stand 2.
Move up by 1.
さて、ここで傾斜磁場の中心と像再構成時の演
算中心とを一致させる方法について述べる。上述
したように、試料に傾斜磁場を印加し、その射影
データを計測する場合、xy平面上で回転する傾
斜磁場Ｇを考える。この傾斜磁場Ｇはｘおよびｙ
方向の傾斜磁場の合成であり、xy平面上の任意
の点Ｐ（ｘ、ｙ）における磁場強度をＨ（ｘ、ｙ）
として、次式で表わされる。 Now, a method for aligning the center of the gradient magnetic field with the calculation center during image reconstruction will be described. As described above, when applying a gradient magnetic field to a sample and measuring its projection data, consider a gradient magnetic field G that rotates on the xy plane. This gradient magnetic field G is x and y
It is a composite of gradient magnetic fields in the directions, and the magnetic field strength at any point P (x, y) on the xy plane is H (x, y)
It is expressed by the following formula.
Ｈ（ｘ、ｙ）＝Ｇ・ｒ＋H0 ……(2)
ただし、Ｇ＝Gxｉ＋Gyｊ、ｒ＝xi＋yjであり、
ｉ、ｊは各々ｘおよびｙ方向の単位ベクトルであ
る。Gx、Gyは各々ｘおよびｙ方向の傾斜磁場で
あり、H0は静磁場である。(2)式でｒ＝０の点で
はＨ（ｘ、ｙ）＝H0となるが、これを傾斜磁場の
中心と定める。この点は勿論傾斜磁場発生コイル
１２，１３の幾何学的構造により決まる。 H (x, y) = G r + H 0 ... (2) However, G = G x i + G y j, r = xi + yj,
i and j are unit vectors in the x and y directions, respectively. G x and G y are gradient magnetic fields in the x and y directions, respectively, and H 0 is a static magnetic field. In equation (2), at the point r=0, H(x, y)=H 0 , and this is determined as the center of the gradient magnetic field. This point is, of course, determined by the geometric structure of the gradient magnetic field generating coils 12 and 13.
さて、第４図に示すように物体２２を考え、傾
斜磁場の中心を座標軸ｘ、ｙの原点にとり、傾斜
磁場Ｇがｘ軸となす角度をθとする。物体２２中
に点Ｐ（ｘ、ｙ）を考え、この点から発生する信
号の検波後の周波数をω、Ｐ（０、０）からの信
号の周波数を同じくω1、スペクトルの中心をω0
とする。 Now, considering the object 22 as shown in FIG. 4, let the center of the gradient magnetic field be the origin of the coordinate axes x, y, and the angle that the gradient magnetic field G makes with the x-axis be θ. Consider a point P (x, y) in the object 22, the frequency after detection of the signal generated from this point is ω, the frequency of the signal from P (0, 0) is also ω 1 , and the center of the spectrum is ω 0
shall be.
第５図は、物体２２中の点Ｐ（ｘ、ｙ）からの
信号だけに着目した時の射影データを示す。第５
図ａ，ｂ，ｃ，ｄ，ｅは各々、傾斜磁場の角度が
θ＝0゜、45゜、90゜、135゜、180゜に対応する射影デ
ー
タである。ここでω1≠ω0であることに注意しな
ければならない。さて、このような射影データを
逆投影した結果を第６図に示す。図から明らかな
ように、各軌跡が１点で交わらず本来点であつた
ものが点とはなつていない。これが、傾斜磁場の
中心が像再生時の演算中心と一致しない場合に生
じるボケである。 FIG. 5 shows projection data when only the signal from point P(x,y) in the object 22 is focused. Fifth
Figures a, b, c, d, and e are projection data corresponding to gradient magnetic field angles of θ=0°, 45°, 90°, 135°, and 180°, respectively. It must be noted here that ω 1 ≠ ω 0 . Now, FIG. 6 shows the result of back-projecting such projection data. As is clear from the figure, the trajectories do not intersect at one point, and what was originally a point is no longer a point. This is the blur that occurs when the center of the gradient magnetic field does not coincide with the center of calculation during image reproduction.
これを解消するにはω1＝ω0とすればよい。ω1
＝ω0の場合の逆投影結果を第７図に示す。各投
影データが一点で交叉していることが分かる。な
お、第６図及び第７図に示した例は、投影数が少
ないため、点が星状となるが、投影数を十分大き
くすれば点に近づいてくる。 To solve this problem, it is sufficient to set ω 1 =ω 0 . ω 1
FIG. 7 shows the back projection result when =ω 0 . It can be seen that each projection data intersects at one point. Note that in the examples shown in FIGS. 6 and 7, the number of projections is small, so the points become star-like; however, if the number of projections is made sufficiently large, they approach points.
次に、ω1＝ω0とする具体的方法について述べ
る。 Next, a specific method for setting ω 1 =ω 0 will be described.
まずω0であるが、これは検波時に零周波数と
なる点であり、FID信号をフーリエ変換した時、
得られるデータの中心に対する点である。次に、
ω1であるが、この傾斜磁場の中心は傾斜磁場発
生用コイルの形状から簡単には求まらない。とい
うのは、実際に製作したコイルは完全に対称な構
造ではなく、さらに設計値からのずれもあるから
である。従つて、実測によりω1を求める必要が
あるが、それは次の方法によつて行うことができ
る。 First, ω 0 is the point at which the frequency becomes zero during detection, and when the FID signal is Fourier transformed,
This is the point relative to the center of the resulting data. next,
ω 1 , but the center of this gradient magnetic field cannot be easily determined from the shape of the gradient magnetic field generating coil. This is because the actually manufactured coil does not have a completely symmetrical structure, and there are also deviations from the design value. Therefore, it is necessary to find ω 1 by actual measurement, which can be done by the following method.
傾斜磁場発生用コイルのほぼ幾何学的中心に
小さな試料を置き、
傾斜磁場を印加しない状態でのFID信号を直
角位相検波し、
それを複数フーリエ変換後、各々の成分の２
乗和を求め、
その信号のピーク値の生じる周波数をω1と
する。 A small sample is placed approximately at the geometric center of the gradient magnetic field generation coil, the FID signal is quadrature-phase detected with no gradient magnetic field applied, and after multiple Fourier transforms, the two components of each component are
Find the sum of the products, and let ω 1 be the frequency at which the peak value of the signal occurs.
上記で２乗和を求める理由は、前述したよう
に、単にFID信号をフーリエ変換しただけでは、
吸収および分散成分が混在しているため、その中
心が簡単には求まらないからである。２乗和を求
めることにより、位相ずれによる信号の非対称性
は解消され、単にピーク値を検出することによ
り、FID信号の中心が求めることになるのであ
る。さて、このようにして求めたω1をもとに、
今度はω1＝ω0（ω0＝０）とする方法について述べ
る。ω1を零にするには、次の２つの方法がある。
(a)静磁場H0を直接変化させるか、あるいは別な
コイルにより小さな磁場を重畳して変化させる。
その変化量ΔHは
ΔH＝ω1／γ ……(3)
で与えられる。または、(b)照射する高周波磁場の
周波数を変化させる。その量は勿論ω1である。
このようにして傾斜磁場の中心に対応する周波数
ω1を、射影データの中心に設定することができ
る。 The reason for calculating the sum of squares above is that, as mentioned above, if you simply Fourier transform the FID signal,
This is because absorption and dispersion components coexist, so the center cannot be easily determined. By finding the sum of squares, the asymmetry of the signal due to phase shift is eliminated, and by simply detecting the peak value, the center of the FID signal can be found. Now, based on ω 1 obtained in this way,
Next, a method for setting ω 1 =ω 0 (ω 0 =0) will be described. There are two ways to make ω 1 zero:
(a) Change the static magnetic field H 0 directly or by superimposing a small magnetic field using a separate coil.
The amount of change ΔH is given by ΔH=ω 1 /γ (3). Or (b) changing the frequency of the irradiated high-frequency magnetic field. The amount is, of course, ω 1 .
In this way, the frequency ω 1 corresponding to the center of the gradient magnetic field can be set at the center of the projection data.
第８図に、(a)の方法による具体的装置の構成を
示す。計算機４から上述したΔHに対応した出力
がＤ／Ａ変換器２２に入力され、増幅器２３で増
幅後、補正コイル２４を駆動する。補正コイル２
４は静磁場発生用コイル１７とほぼ同心軸上に配
置され、静磁場の一様性を乱すことなく、その強
度のみを変えることができる。 FIG. 8 shows the configuration of a specific device according to method (a). An output corresponding to the above-mentioned ΔH is input from the computer 4 to the D/A converter 22, and after being amplified by the amplifier 23, the correction coil 24 is driven. Correction coil 2
4 is disposed on a substantially concentric axis with the static magnetic field generating coil 17, and only the strength of the static magnetic field can be changed without disturbing the uniformity of the static magnetic field.
補正コイル２４としては、ヘルムホルツコイル
を用いることができる。図中矢印は電流の向きを
示す。なお、(b)の場合には、同様に高周波磁場の
周波数を決めている発生器を制御して、その周波
数を変えるだけでよい。 As the correction coil 24, a Helmholtz coil can be used. Arrows in the figure indicate the direction of current. In the case of (b), it is sufficient to similarly control the generator that determines the frequency of the high-frequency magnetic field and change the frequency.
以上説明した如く、本発明によれば、核磁気共
鳴を用いた検査装置において、傾斜磁場の中心と
像再生時の演算中心とを一致させるのに、傾斜磁
場の中心近辺に基準試料を置き、そのNMR信号
のパワースペクトルを用いることにより、容易に
NMR信号の中心を求めることができ、この
NMR信号の中心を射影データの中心に一致させ
ることができるので、再生画像のボケを極めて効
果的に取り除くことができる。
As explained above, according to the present invention, in an inspection apparatus using nuclear magnetic resonance, in order to align the center of a gradient magnetic field with the calculation center during image reproduction, a reference sample is placed near the center of the gradient magnetic field, By using the power spectrum of the NMR signal, it is easy to
The center of the NMR signal can be found, and this
Since the center of the NMR signal can be made to coincide with the center of the projection data, blurring of the reproduced image can be removed extremely effectively.
第１図は傾斜磁場と射影データとの関係を示す
図、第２図は吸収および分散成分の混在した
NMR信号の一例を示す図、第３図は本発明の実
施例装置の構成を示す図、第４図は傾斜磁場の角
度を定めるための図、第５図ａ〜ｅは種々の傾斜
磁場に対して得られる射影データを示す図、第６
図はω1≠ω0のときに逆投影した結果を表わす図、
第７図はω1＝ω0として逆投影した結果を表わす
図、第８図は本発明の一実施例装置の要部を示す
図である。
Figure 1 shows the relationship between the gradient magnetic field and projection data, and Figure 2 shows the relationship between the gradient magnetic field and projection data.
A diagram showing an example of an NMR signal, FIG. 3 is a diagram showing the configuration of an embodiment of the present invention, FIG. 4 is a diagram for determining the angle of a gradient magnetic field, and FIGS. 5 a to e are diagrams showing various gradient magnetic fields. Figure 6 showing projection data obtained for
The figure shows the result of back projection when ω 1 ≠ ω 0 .
FIG. 7 is a diagram showing the result of back projection with ω 1 =ω 0 , and FIG. 8 is a diagram showing the main parts of an apparatus according to an embodiment of the present invention.
Claims (1)
発生手段と、試料からの核磁気共鳴信号を検出す
る信号検出手段と、上記検出信号の演算を行う演
算手段を有する核磁気共鳴を用いた検査装置にお
いて、上記傾斜磁場を印加しない状態で上記高周
波磁場の中心付近に置かれた試料から発生する核
磁気共鳴信号を検出しこれを複素フーリエ変化し
て得られるパワースペクトルのピーク値を与える
周波数が射影データの中心に出現するように、上
記高周波磁場の周波数及び上記静磁場の少なくと
も１つを変化させることを特徴とする核磁気共鳴
を用いた検査装置。 ２ 上記静磁場を発生させるための静磁場発生コ
イルと同心軸上に配置されたヘルムホルムコイル
を含み、該ヘルムホルムコイルにより上記静磁場
を変化させることを特徴とする特許請求の範囲第
１項に記載の核磁気共鳴を用いた検査装置。[Scope of Claims] 1. A nuclear magnetism system having magnetic field generating means for a static magnetic field, a gradient magnetic field, and a high-frequency magnetic field, a signal detecting means for detecting a nuclear magnetic resonance signal from a sample, and a calculating means for calculating the detection signal. In an inspection device using resonance, the peak of the power spectrum obtained by detecting a nuclear magnetic resonance signal generated from a sample placed near the center of the high-frequency magnetic field without applying the gradient magnetic field and subjecting it to complex Fourier transformation. An inspection device using nuclear magnetic resonance, characterized in that at least one of the frequency of the high-frequency magnetic field and the static magnetic field is changed so that a frequency giving a value appears at the center of the projection data. 2. Claim 1, characterized in that it includes a Helmholm coil arranged on a concentric axis with a static magnetic field generating coil for generating the static magnetic field, and the static magnetic field is changed by the Helmholm coil. An inspection device using nuclear magnetic resonance described in .
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58016064A JPS59142444A (en) | 1983-02-04 | 1983-02-04 | Inspecting apparatus using nuclear magnetic resonance |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58016064A JPS59142444A (en) | 1983-02-04 | 1983-02-04 | Inspecting apparatus using nuclear magnetic resonance |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS59142444A JPS59142444A (en) | 1984-08-15 |
| JPH0453537B2 true JPH0453537B2 (en) | 1992-08-26 |
Family
ID=11906141
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58016064A Granted JPS59142444A (en) | 1983-02-04 | 1983-02-04 | Inspecting apparatus using nuclear magnetic resonance |
Country Status (1)
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|---|---|
| JP (1) | JPS59142444A (en) |
Families Citing this family (3)
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|---|---|---|---|---|
| GB8528551D0 (en) * | 1985-11-20 | 1985-12-24 | Oxford Research Systems Ltd | Performing n m r experiment |
| JPS63109849A (en) * | 1986-10-29 | 1988-05-14 | 株式会社日立メディコ | Nmr imaging apparatus |
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Citations (3)
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| JPS576348A (en) * | 1980-06-13 | 1982-01-13 | Toshiba Corp | Nuclear magnetic resonator |
| JPS5766346A (en) * | 1980-10-11 | 1982-04-22 | Sanyo Electric Co Ltd | Resonance method for nucleus magnetism |
| JPS57192541A (en) * | 1981-05-25 | 1982-11-26 | Tokyo Shibaura Electric Co | Nuclear magnetic rosonance apparatus for diagnosis |
-
1983
- 1983-02-04 JP JP58016064A patent/JPS59142444A/en active Granted
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS59142444A (en) | 1984-08-15 |
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