JPH049414B2 - - Google Patents
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- JPH049414B2 JPH049414B2 JP60207973A JP20797385A JPH049414B2 JP H049414 B2 JPH049414 B2 JP H049414B2 JP 60207973 A JP60207973 A JP 60207973A JP 20797385 A JP20797385 A JP 20797385A JP H049414 B2 JPH049414 B2 JP H049414B2
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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
- G01R33/44—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
- G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
- G01R33/56563—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the main magnetic field B0, e.g. temporal variation of the magnitude or spatial inhomogeneity of B0
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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、被検体中の対象原子核の密度分布等
を核磁気共鳴現象によつて把握するNMRイメー
ジング装置（核磁気共鳴画像表示装置）に関し、
更に詳しくは、被検体の対象核種と同じ核種の核
磁気共鳴現象に基づく信号を出力する磁場検出セ
ンサを、被検体からデータを収集するときに印加
する勾配磁場の影響を受けない静磁場内の所定の
位置に設置し、該磁場検出センサの検出信号で静
磁場の変動を補正するようにしたNMRイメージ
ング装置に関する。
を核磁気共鳴現象によつて把握するNMRイメー
ジング装置（核磁気共鳴画像表示装置）に関し、
更に詳しくは、被検体の対象核種と同じ核種の核
磁気共鳴現象に基づく信号を出力する磁場検出セ
ンサを、被検体からデータを収集するときに印加
する勾配磁場の影響を受けない静磁場内の所定の
位置に設置し、該磁場検出センサの検出信号で静
磁場の変動を補正するようにしたNMRイメージ
ング装置に関する。
（従来の技術）
NMRイメージング装置は、一様な静磁場H0を
作る静磁場コイル及び静磁場H0と同一方向磁場
でｘ，ｙ，ｚの各方向に夫々直線勾配をもつ磁場
を作る勾配磁場コイルから成る磁石部、該磁石部
で形成される磁場内に設置する被検体に高周波パ
ルス（高周波電磁波）を加え、被検体からの
NMR信号を検出する送・受信部、該送・受信部
及び前記磁石部の動作を制御したり、検出データ
の処理をして画像表示する制御・画像処理部等を
有している。
作る静磁場コイル及び静磁場H0と同一方向磁場
でｘ，ｙ，ｚの各方向に夫々直線勾配をもつ磁場
を作る勾配磁場コイルから成る磁石部、該磁石部
で形成される磁場内に設置する被検体に高周波パ
ルス（高周波電磁波）を加え、被検体からの
NMR信号を検出する送・受信部、該送・受信部
及び前記磁石部の動作を制御したり、検出データ
の処理をして画像表示する制御・画像処理部等を
有している。
このようなNMRイメージング装置において、
一般的に、静磁場発生部（静磁場コイルを含む磁
石部）のドリフトを零にすることは難しく、経時
的に共鳴条件が所定の条件から外れてゆくことが
知られている。そして、共鳴周波数のずれが大き
くなるとNMRの励起が不可能になる。又、共鳴
周波数のずれが小さい場合には、NMRの励起が
行われるけれども、画像の解像度が低下したり、
アーチフアクトが現れたりして、画像の品質の低
下を招くことが知られている。
一般的に、静磁場発生部（静磁場コイルを含む磁
石部）のドリフトを零にすることは難しく、経時
的に共鳴条件が所定の条件から外れてゆくことが
知られている。そして、共鳴周波数のずれが大き
くなるとNMRの励起が不可能になる。又、共鳴
周波数のずれが小さい場合には、NMRの励起が
行われるけれども、画像の解像度が低下したり、
アーチフアクトが現れたりして、画像の品質の低
下を招くことが知られている。
一方、磁石部による磁場は、静磁場と勾配磁場
とが重畳した合成磁場となつているため、静磁場
のみの強度を所定の値に制御するのは容易ではな
い。
とが重畳した合成磁場となつているため、静磁場
のみの強度を所定の値に制御するのは容易ではな
い。
従来、これらの課題を解決せんとしてなされた
NMRイメージング装置として、例えば、特開昭
60−111141号に開示されたものがある。
NMRイメージング装置として、例えば、特開昭
60−111141号に開示されたものがある。
該NMRイメージング装置は、静磁場の変動に
基づくアナログ信号を出力するプロトン磁力計
と、プロトン磁力計からの出力信号をデイジタル
信号に変換するＡ／Ｄ変換回路と、Ａ／Ｄ変換回
路の出力信号を入力し、ラツチ制御回路からの信
号によつて動作するラツチ回路と、ラツチ回路の
出力信号をアナログ信号に変換するＤ／Ａ変換回
路と、Ｄ／Ａ変換回路からの信号によつて静磁場
発生部を操作する磁界制御回路とを有している。
基づくアナログ信号を出力するプロトン磁力計
と、プロトン磁力計からの出力信号をデイジタル
信号に変換するＡ／Ｄ変換回路と、Ａ／Ｄ変換回
路の出力信号を入力し、ラツチ制御回路からの信
号によつて動作するラツチ回路と、ラツチ回路の
出力信号をアナログ信号に変換するＤ／Ａ変換回
路と、Ｄ／Ａ変換回路からの信号によつて静磁場
発生部を操作する磁界制御回路とを有している。
以上の構成において、ラツチ回路は、ラツチ制
御回路からの制御信号によつて、勾配磁界が印加
される直前のＡ／Ｄ変換回路の出力をホールドす
る。そして、勾配磁界が印加されているとき、ホ
ールドした信号を出力する。更に、勾配磁界が印
加されていないとき、Ａ／Ｄ変換回路の信号を出
力する。これにより、磁界制御回路は、勾配磁界
の影響を受けない信号を測定値とした制御動作を
することができ、静磁場の安定化を図ることがで
きる。
御回路からの制御信号によつて、勾配磁界が印加
される直前のＡ／Ｄ変換回路の出力をホールドす
る。そして、勾配磁界が印加されているとき、ホ
ールドした信号を出力する。更に、勾配磁界が印
加されていないとき、Ａ／Ｄ変換回路の信号を出
力する。これにより、磁界制御回路は、勾配磁界
の影響を受けない信号を測定値とした制御動作を
することができ、静磁場の安定化を図ることがで
きる。
（発明が解決しようとする問題点）
しかし、従来のNMRイメージング装置にあつ
ては、勾配磁場が印加されているときの制御演算
の測定信号は過去のデータ、即ち、勾配磁場印加
直前のＡ／Ｄ変換器の出力をホールドし、その値
を測定信号としているため、静磁場の制御性を高
めるにも限界があつた。従つて、高品質の画像を
得ることが難しいという問題があつた。
ては、勾配磁場が印加されているときの制御演算
の測定信号は過去のデータ、即ち、勾配磁場印加
直前のＡ／Ｄ変換器の出力をホールドし、その値
を測定信号としているため、静磁場の制御性を高
めるにも限界があつた。従つて、高品質の画像を
得ることが難しいという問題があつた。
本発明は、かかる点に鑑みてなされたものであ
り、その目的は、高い品質の画像を得ることがで
きるNMRイメージング装置を提供することにあ
る。
り、その目的は、高い品質の画像を得ることがで
きるNMRイメージング装置を提供することにあ
る。
（問題点を解決するための手段）
上記目的を達成する本発明のNMRイメージン
グ装置は、被検体の対象核種と同じ核種の核磁気
共鳴現象に基づく信号を出力する磁場検出センサ
を、被検体からデータを収集するときに印加する
勾配磁場の影響を受けない静磁場内の所定の位置
に設置し、該磁場検出センサの検出信号で静磁場
の変動を補正する構成となつている。
グ装置は、被検体の対象核種と同じ核種の核磁気
共鳴現象に基づく信号を出力する磁場検出センサ
を、被検体からデータを収集するときに印加する
勾配磁場の影響を受けない静磁場内の所定の位置
に設置し、該磁場検出センサの検出信号で静磁場
の変動を補正する構成となつている。
（実施例）
以下、図面を参照し本発明について詳細に説明
する。
する。
第１図及び至第２図は、本発明の一実施例を示
す構成図であり、第１図は、NMRイメージング
装置の構成図、第２図は、磁場検出センサの設置
位置説明図である。
す構成図であり、第１図は、NMRイメージング
装置の構成図、第２図は、磁場検出センサの設置
位置説明図である。
NMRイメージング装置の磁石部は、静磁場コ
イル駆動部１によつて付勢される静磁場コイル２
と、勾配磁場コイル駆動部３によつて付勢される
勾配磁場コイル４とで構成される。勾配磁場コイ
ル４は、ｘ，ｙ，ｚの各軸のコイルを備え、各コ
イルの付勢モードは、勾配磁場コイル駆動部３を
操作するコントローラ５の制御信号に従う。静磁
場コイル駆動部１のスタート・ストツプはコント
ローラ５からの信号による。磁場検出センサ６
は、被検体の対象核種と同じ核種、例えば、水素
原子核を対象とする場合、水H2O、又は、水に
常磁性イオン（緩和時間調整用）を加えたものが
収納された容器６Ａと、この容器６Ａの周囲に巻
回するコイル６Ｂとで構成されている。又、、磁
場検出センサ６は、被検体７の近傍で、画像領域
８の外で、かつ、被検体７からデータを収集する
ために印加する勾配磁場による影響を受けない位
置に設置され、しかも、被検体７におけるNMR
信号を検出する検出コイル１０と同一方向の磁界
に感度を有するようになつている（しかし、被検
体のNMR信号を検出しない）。例えば、第２図
に示すように、磁場検出センサ７は、イメージン
グのためｘ勾配磁場を加えてデータを収集する場
合（プロジエクシヨン勾配はGxでｘ方向に被検
体のプロジエクシヨンがとられる場合）、ｘ＝０
の箇所（ｘ勾配による磁場強度変化のない点）に
設置される。
イル駆動部１によつて付勢される静磁場コイル２
と、勾配磁場コイル駆動部３によつて付勢される
勾配磁場コイル４とで構成される。勾配磁場コイ
ル４は、ｘ，ｙ，ｚの各軸のコイルを備え、各コ
イルの付勢モードは、勾配磁場コイル駆動部３を
操作するコントローラ５の制御信号に従う。静磁
場コイル駆動部１のスタート・ストツプはコント
ローラ５からの信号による。磁場検出センサ６
は、被検体の対象核種と同じ核種、例えば、水素
原子核を対象とする場合、水H2O、又は、水に
常磁性イオン（緩和時間調整用）を加えたものが
収納された容器６Ａと、この容器６Ａの周囲に巻
回するコイル６Ｂとで構成されている。又、、磁
場検出センサ６は、被検体７の近傍で、画像領域
８の外で、かつ、被検体７からデータを収集する
ために印加する勾配磁場による影響を受けない位
置に設置され、しかも、被検体７におけるNMR
信号を検出する検出コイル１０と同一方向の磁界
に感度を有するようになつている（しかし、被検
体のNMR信号を検出しない）。例えば、第２図
に示すように、磁場検出センサ７は、イメージン
グのためｘ勾配磁場を加えてデータを収集する場
合（プロジエクシヨン勾配はGxでｘ方向に被検
体のプロジエクシヨンがとられる場合）、ｘ＝０
の箇所（ｘ勾配による磁場強度変化のない点）に
設置される。
尚、NMRイメージング装置における勾配磁場
は、画像領域の中心Ｏを原点として、その左右、
又は、上下で符号（向き）が変わり、大きさが直
線的変化するように与えられる。
は、画像領域の中心Ｏを原点として、その左右、
又は、上下で符号（向き）が変わり、大きさが直
線的変化するように与えられる。
励起コイル９及び検出コイル１０は、ｚ軸を中
心にして90゜回転させた位置を保持して、前記磁
石部内に設置される。励磁コイル９は、コントロ
ーラ５の制御下にあるゲート回路１１、パワーア
ンプ１２等を介して得られるRF発振器１３の出
力信号によつて付勢され、被検体７に高周波電磁
波を与える（高周波電磁波の周波数は、測定対象
原子核のNMR共鳴条件に対応する周波数、例え
ば、プロトンでは42.6MHz／Ｔとなつている）。
一方、検出コイル１０は、被検体７の所望の部位
からのNMR信号を検出する。検出されたNMR
信号は、プリアンプ１４、位相検波器１５を介し
てメモリ１６に入力され格納され、適宜、画像表
示部１７に読出される。位相検波器１５は、２個
の位相検波回路を備え、磁場検出センサ６の出力
信号（NMR信号）をプリアンプ１８で増幅し波
形整形した信号から作成される0゜位相基準信号及
び90゜位相基準信号によつて駆動される構成と成
つている（メモリ１６に格納される被検体７の
NMR信号は、実数部分と虚数部分から成る１つ
の複素数して扱われる）。画像表示部１７は、コ
ンピユータ、CRT等で構成され、メモリ１６か
ら読込んだデータを用いて所定の処理（再構成処
理）をして画像表示をする。
心にして90゜回転させた位置を保持して、前記磁
石部内に設置される。励磁コイル９は、コントロ
ーラ５の制御下にあるゲート回路１１、パワーア
ンプ１２等を介して得られるRF発振器１３の出
力信号によつて付勢され、被検体７に高周波電磁
波を与える（高周波電磁波の周波数は、測定対象
原子核のNMR共鳴条件に対応する周波数、例え
ば、プロトンでは42.6MHz／Ｔとなつている）。
一方、検出コイル１０は、被検体７の所望の部位
からのNMR信号を検出する。検出されたNMR
信号は、プリアンプ１４、位相検波器１５を介し
てメモリ１６に入力され格納され、適宜、画像表
示部１７に読出される。位相検波器１５は、２個
の位相検波回路を備え、磁場検出センサ６の出力
信号（NMR信号）をプリアンプ１８で増幅し波
形整形した信号から作成される0゜位相基準信号及
び90゜位相基準信号によつて駆動される構成と成
つている（メモリ１６に格納される被検体７の
NMR信号は、実数部分と虚数部分から成る１つ
の複素数して扱われる）。画像表示部１７は、コ
ンピユータ、CRT等で構成され、メモリ１６か
ら読込んだデータを用いて所定の処理（再構成処
理）をして画像表示をする。
次に、上記構成の動作について説明する。
第３図は、一般的な飽和回復法（Saturation
Recovery法）による１ビユー（１プロジエクシ
ヨン）のシーケンスを示したものてある。静磁場
コイル駆動部１、勾配磁場コイル駆動部３及びゲ
ート回路１１は、コントローラ５からの操作信号
によつて駆動され、ｚ軸方向に一様な静磁場H0
が形成された状態で、第３図に示すシーケンスに
従つて各コイル４及び９が付勢される。
Recovery法）による１ビユー（１プロジエクシ
ヨン）のシーケンスを示したものてある。静磁場
コイル駆動部１、勾配磁場コイル駆動部３及びゲ
ート回路１１は、コントローラ５からの操作信号
によつて駆動され、ｚ軸方向に一様な静磁場H0
が形成された状態で、第３図に示すシーケンスに
従つて各コイル４及び９が付勢される。
時間T1……ｚ勾配磁場GZが印加される（スラ
イス）と共に、90゜パルス信号（RF信号）が印加
され（第３図のｂ及びａ）、被検体７の特定の面
内にあるスピンだけが励起される。
イス）と共に、90゜パルス信号（RF信号）が印加
され（第３図のｂ及びａ）、被検体７の特定の面
内にあるスピンだけが励起される。
時間T2……ｙ方向の位置情報を得るため、ｙ
勾配磁場Gyが印加され（第３図のｃ）、スピンに
ｙ座標に応じた位相が与えられる（ワープ）。又、
後の時間T4でスピン・エコー信号を検出するた
め、ｘ勾配磁場Gxが印加され（第３図のｄ）、ス
ピンにｘ座標に応じた位相差が与えられる（プリ
フエーズ）。更に、ｚ勾配磁場Gzが印加され（第
３図のｂ）、スライス時に生じたスピンのｚ方向
での位相差が除かれる（リフエーズ）。
勾配磁場Gyが印加され（第３図のｃ）、スピンに
ｙ座標に応じた位相が与えられる（ワープ）。又、
後の時間T4でスピン・エコー信号を検出するた
め、ｘ勾配磁場Gxが印加され（第３図のｄ）、ス
ピンにｘ座標に応じた位相差が与えられる（プリ
フエーズ）。更に、ｚ勾配磁場Gzが印加され（第
３図のｂ）、スライス時に生じたスピンのｚ方向
での位相差が除かれる（リフエーズ）。
尚、この時間帯に、磁場検出センサ６（容器６
Ａ内）のプロトンの共鳴現象に基づく信号（自由
誘導減衰信号）が磁場検出センサ６から出力され
るが（勿論、センサの出力信号に対応する信号が
プリアンプ１８から出力される。第３図のｆ及び
ｇ）、他の回路等の動作には関与しない。
Ａ内）のプロトンの共鳴現象に基づく信号（自由
誘導減衰信号）が磁場検出センサ６から出力され
るが（勿論、センサの出力信号に対応する信号が
プリアンプ１８から出力される。第３図のｆ及び
ｇ）、他の回路等の動作には関与しない。
時間T3……スピン・エコーを検出するため、
180゜パルス信号が印加され（第３図のａ）、全ス
ピンが反転される（反転）。
180゜パルス信号が印加され（第３図のａ）、全ス
ピンが反転される（反転）。
時間T4……Ｘ方向の位置情報を得るため、ｘ
勾配磁場（プロジエクシヨン磁場）Gxが印加さ
れ（第３図のｄ）、スピン・エコー信号が検出さ
れる（第３図のｅ）。一方、磁場検出センサ６に
おいてスピン・エコー信号に基づく信号が検出さ
れ（第３図のｆ）、プリアンプ１８で増幅・波形
整形されて位相検波器１５に与えられる（第３図
のｇ）。プリアンプ１４の出力信号は、プリアン
プ１８の出力信号を基準信号としての位相検波さ
れ（第３図のｈ）メモリ１６に格納される。この
とき、磁場検出センサ６におけるスピン・エコー
信号は、静磁場の不均一及び容器６Ａ内の水の横
緩和時間T2の影響を受けて波高が緩かに変動し
ていても（第３図のｆ）、波形整形によつて一定
レベルの信号となつて位相検波器１５に与えられ
る（第３図のｇ）。又、磁場検出センサ６が、プ
ロジエクシヨン勾配Gxを印加してとる被検体７
のプロジエクシヨンの中央に設置されているた
め、磁場検出センサ６におけるNMR信号（（ス
ピン・エコー信号）の帯域は、磁場検出センサ６
を他の位置に設置したときに比べて狭くなつてお
り、Ｓ／Ｎが向上している。
勾配磁場（プロジエクシヨン磁場）Gxが印加さ
れ（第３図のｄ）、スピン・エコー信号が検出さ
れる（第３図のｅ）。一方、磁場検出センサ６に
おいてスピン・エコー信号に基づく信号が検出さ
れ（第３図のｆ）、プリアンプ１８で増幅・波形
整形されて位相検波器１５に与えられる（第３図
のｇ）。プリアンプ１４の出力信号は、プリアン
プ１８の出力信号を基準信号としての位相検波さ
れ（第３図のｈ）メモリ１６に格納される。この
とき、磁場検出センサ６におけるスピン・エコー
信号は、静磁場の不均一及び容器６Ａ内の水の横
緩和時間T2の影響を受けて波高が緩かに変動し
ていても（第３図のｆ）、波形整形によつて一定
レベルの信号となつて位相検波器１５に与えられ
る（第３図のｇ）。又、磁場検出センサ６が、プ
ロジエクシヨン勾配Gxを印加してとる被検体７
のプロジエクシヨンの中央に設置されているた
め、磁場検出センサ６におけるNMR信号（（ス
ピン・エコー信号）の帯域は、磁場検出センサ６
を他の位置に設置したときに比べて狭くなつてお
り、Ｓ／Ｎが向上している。
以上が１ビユー当りのシーケンスであり、ビユ
ー毎にワープ勾配の振幅を変えて（第３図のｃ）、
上記シーケンスが繰返される。所定のビユー（数
十〜数百ビユー）のデータ収集を行つて１回のス
キヤンが終了する。収集されたデータは所定の処
理（２次元フーリエ変換）が行われ画像表示され
る。上記スキヤン中に静磁場強度が微小変動して
も第３図のｅで示す信号とｆで示す信号（ｇで示
す信号）とが同じ量変動するので位相検波によつ
てキヤンセルされその影響が検波信号（第３図の
ｈ）に現れない。即ち、データ収集時の静磁場強
度の変動が連続的に補正され、高品質の画像を得
ることができる。
ー毎にワープ勾配の振幅を変えて（第３図のｃ）、
上記シーケンスが繰返される。所定のビユー（数
十〜数百ビユー）のデータ収集を行つて１回のス
キヤンが終了する。収集されたデータは所定の処
理（２次元フーリエ変換）が行われ画像表示され
る。上記スキヤン中に静磁場強度が微小変動して
も第３図のｅで示す信号とｆで示す信号（ｇで示
す信号）とが同じ量変動するので位相検波によつ
てキヤンセルされその影響が検波信号（第３図の
ｈ）に現れない。即ち、データ収集時の静磁場強
度の変動が連続的に補正され、高品質の画像を得
ることができる。
（発明の効果）
以上、説明の通り、本発明のNMRイメージン
グ装置によれば、被検体の対象核種と同じ核種の
核磁気共鳴現象に基づく信号を出力する磁場検出
センサを、被検体からデータを収集するときに印
加する勾配磁場の影響を受けない静磁場内の所定
の位置に設置し、該磁場検出センサの検出信号で
静磁場の変動を補正するようにしたため、高品質
の画像を得ることができる。
グ装置によれば、被検体の対象核種と同じ核種の
核磁気共鳴現象に基づく信号を出力する磁場検出
センサを、被検体からデータを収集するときに印
加する勾配磁場の影響を受けない静磁場内の所定
の位置に設置し、該磁場検出センサの検出信号で
静磁場の変動を補正するようにしたため、高品質
の画像を得ることができる。
第１図は、本発明の一実施例を示す構成図、第
２図は、磁場検出センサの設置位置の説明図、第
３図は、スピン・ワープ法におけるシーケンス説
明図である。 ２……静磁場コイル、４……勾配磁場コイル、
６……磁場検出センサ、６Ａ……容器、６Ｂ……
コイル、７……被検体、８……画像領域、９……
励起コイル、１０……検出コイル。
２図は、磁場検出センサの設置位置の説明図、第
３図は、スピン・ワープ法におけるシーケンス説
明図である。 ２……静磁場コイル、４……勾配磁場コイル、
６……磁場検出センサ、６Ａ……容器、６Ｂ……
コイル、７……被検体、８……画像領域、９……
励起コイル、１０……検出コイル。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 静磁場内に被検体を設置し、該被検体に予め
定めたシーケンスに従つて勾配磁場及び高周波電
磁波を印加して核磁気共鳴現象に基づく信号を検
出し、画像表示するNMRイメージング装置にお
いて、 前記被検体からデータを収集するときに印加す
る勾配磁場の影響を受けない静磁場内の所定の位
置に設置する磁場検出センサであつて、前記被検
体の対象核種と同じ核種の核磁気共鳴現象に基づ
く信号を出力する磁場検出センサと、該磁場検出
センサの信号が基準信号として与えられ、前記静
磁場の変動を補正しつつ前記被検体の核磁気共鳴
現象に基づく信号を検出する位相検波手段とを備
えることを特徴とするNMRイメージング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60207973A JPS6267433A (ja) | 1985-09-20 | 1985-09-20 | Ｎｍｒイメ−ジング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60207973A JPS6267433A (ja) | 1985-09-20 | 1985-09-20 | Ｎｍｒイメ−ジング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6267433A JPS6267433A (ja) | 1987-03-27 |
| JPH049414B2 true JPH049414B2 (ja) | 1992-02-20 |
Family
ID=16548570
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60207973A Granted JPS6267433A (ja) | 1985-09-20 | 1985-09-20 | Ｎｍｒイメ−ジング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6267433A (ja) |
Families Citing this family (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH01299543A (ja) * | 1988-05-27 | 1989-12-04 | Hitachi Ltd | 核磁気共鳴を用いた検査方法及び装置 |
| JPH0245035A (ja) * | 1988-08-05 | 1990-02-15 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2002102495A (ja) * | 2000-09-27 | 2002-04-09 | Sanyo Product Co Ltd | 遊技機 |
| JP2002102488A (ja) * | 2000-10-04 | 2002-04-09 | Sanyo Product Co Ltd | 遊技機 |
| JP2002159463A (ja) * | 2000-11-15 | 2002-06-04 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｍｒｉ装置の磁界変動測定方法、磁界変動補償方法およびｍｒｉ装置 |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS59160444A (ja) * | 1983-03-03 | 1984-09-11 | 株式会社東芝 | 診断用核磁気共鳴装置 |
| JPS6050441A (ja) * | 1983-08-30 | 1985-03-20 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 核磁気共鳴イメ−ジング装置における磁界較正装置 |
| JPS6246361B2 (ja) * | 1983-07-30 | 1987-10-01 | Matsuda Kk |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6246361U (ja) * | 1985-08-30 | 1987-03-20 |
-
1985
- 1985-09-20 JP JP60207973A patent/JPS6267433A/ja active Granted
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS59160444A (ja) * | 1983-03-03 | 1984-09-11 | 株式会社東芝 | 診断用核磁気共鳴装置 |
| JPS6246361B2 (ja) * | 1983-07-30 | 1987-10-01 | Matsuda Kk | |
| JPS6050441A (ja) * | 1983-08-30 | 1985-03-20 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 核磁気共鳴イメ−ジング装置における磁界較正装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6267433A (ja) | 1987-03-27 |
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