JPH05207988A - Ｍｒｉ装置の信号検出装置 - Google Patents
Ｍｒｉ装置の信号検出装置Info
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- JPH05207988A JPH05207988A JP4046190A JP4619092A JPH05207988A JP H05207988 A JPH05207988 A JP H05207988A JP 4046190 A JP4046190 A JP 4046190A JP 4619092 A JP4619092 A JP 4619092A JP H05207988 A JPH05207988 A JP H05207988A
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- coils
- coil
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 システムを大掛かりにすることなしに複数コ
イルによる広範囲、高Ｓ／Ｎ比の撮像を行なう。 【構成】 複数のＲＦコイルを実質的に電磁的に疎に結
合した状態で配置し、これらコイルの出力をスイッチ回
路によって順次高速に切り換え、そのスイッチ回路出力
を検波した後、上記の切り換えに同期して信号サンプリ
ングしデジタルデータに変換する。
イルによる広範囲、高Ｓ／Ｎ比の撮像を行なう。 【構成】 複数のＲＦコイルを実質的に電磁的に疎に結
合した状態で配置し、これらコイルの出力をスイッチ回
路によって順次高速に切り換え、そのスイッチ回路出力
を検波した後、上記の切り換えに同期して信号サンプリ
ングしデジタルデータに変換する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、ＭＲＩ装置に関し、
とくにそのＲＦコイルを含む信号検出装置の改良に関す
る。
とくにそのＲＦコイルを含む信号検出装置の改良に関す
る。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲＩ装置では、撮影部位に応じて適切
なサイズのＲＦコイルを用いることが一般的であるが、
ＲＦコイルのサイズが大きくなると感度が低下し、画質
の劣化を招く。
なサイズのＲＦコイルを用いることが一般的であるが、
ＲＦコイルのサイズが大きくなると感度が低下し、画質
の劣化を招く。
【０００３】そこで、従来より、小径のＲＦコイルを複
数個接続し、同時にデータ採取することにより感度低下
を防ぎながら広域視野の撮像を可能とすることが考えら
れている。このようなアレイコイルの場合、各コイルか
らの信号はアナログ式あるいはデジタル式に合成され
る。
数個接続し、同時にデータ採取することにより感度低下
を防ぎながら広域視野の撮像を可能とすることが考えら
れている。このようなアレイコイルの場合、各コイルか
らの信号はアナログ式あるいはデジタル式に合成され
る。
【０００４】アナログ信号合成方式は、各々のコイル出
力を直接加算合成したり、コイルの各々に直結された前
置増幅器出力を直接加算して合成するものである。ま
た、デジタル信号合成方式は、各々のコイル出力を独立
に検波しさらにデジタルデータに変換した後、デジタル
的に信号合成処理を行なうものである。
力を直接加算合成したり、コイルの各々に直結された前
置増幅器出力を直接加算して合成するものである。ま
た、デジタル信号合成方式は、各々のコイル出力を独立
に検波しさらにデジタルデータに変換した後、デジタル
的に信号合成処理を行なうものである。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、アナロ
グ信号合成方式の場合は、接続されるコイル数に応じて
ノイズレベルが上がるという問題がある。すなわち、こ
のアナログ信号合成方式では、コイル出力が直接加算さ
れるため、それぞれのコイルからのノイズ成分が加算さ
れ、ノイズ成分は増加する。すなわち、ノイズ成分は加
算平均されるので、ｎ個のコイルに対してｎ／√ｎ＝√
ｎ倍の増加となる。これに対して、信号成分はコイル感
度領域のみにおいて生じ、各コイルで感度領域は重なら
ないため、合成しても増加することはない。そのため、
Ｓ／Ｎ比としては小径のコイル１個の場合と比べて√ｎ
だけ低下する。
グ信号合成方式の場合は、接続されるコイル数に応じて
ノイズレベルが上がるという問題がある。すなわち、こ
のアナログ信号合成方式では、コイル出力が直接加算さ
れるため、それぞれのコイルからのノイズ成分が加算さ
れ、ノイズ成分は増加する。すなわち、ノイズ成分は加
算平均されるので、ｎ個のコイルに対してｎ／√ｎ＝√
ｎ倍の増加となる。これに対して、信号成分はコイル感
度領域のみにおいて生じ、各コイルで感度領域は重なら
ないため、合成しても増加することはない。そのため、
Ｓ／Ｎ比としては小径のコイル１個の場合と比べて√ｎ
だけ低下する。
【０００６】一方、デジタル信号合成方式の場合は、個
々のコイルの感度領域から外れた部分を捨て去ることが
できるためノイズ成分をゼロにでき、画像合成した後で
も小径コイル１個の場合のＳ／Ｎ比を維持できるが、コ
イルの数だけ受信系統が必要となり、システムが大掛か
りになるという問題がある。
々のコイルの感度領域から外れた部分を捨て去ることが
できるためノイズ成分をゼロにでき、画像合成した後で
も小径コイル１個の場合のＳ／Ｎ比を維持できるが、コ
イルの数だけ受信系統が必要となり、システムが大掛か
りになるという問題がある。
【０００７】この発明は、上記に鑑み、システムを大掛
かりにすることなしに複数コイルによる広範囲、高Ｓ／
Ｎ比の撮像を可能とする、ＭＲＩ装置の信号検出装置を
提供することを目的とする。
かりにすることなしに複数コイルによる広範囲、高Ｓ／
Ｎ比の撮像を可能とする、ＭＲＩ装置の信号検出装置を
提供することを目的とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、この発明によるＭＲＩ装置の信号検出装置では、複
数のＲＦコイルを実質的に電磁的に疎に結合した状態で
配置し、これらコイルの出力をスイッチ回路によって順
次高速に切り換え、そのスイッチ回路出力を検波した
後、上記の切り換えに同期して信号サンプリングしデジ
タルデータに変換することが特徴となっており、各コイ
ルの出力切り換えとサンプリングとが同期しているた
め、デジタルデータの段階では各コイルごとに分けられ
ることになる。そこで、この各コイルごとのデジタルデ
ータを画像再構成処理した後合成すれば、ノイズ分を除
いて合成できるので、画像のＳ／Ｎ比を高めながら、複
数コイルによる広い範囲の撮像が可能となる。スイッチ
回路の後に接続される検波回路やＡ／Ｄ変換器等の受信
系統は１系統でよいため、システムが大掛かりになるこ
ともない。
め、この発明によるＭＲＩ装置の信号検出装置では、複
数のＲＦコイルを実質的に電磁的に疎に結合した状態で
配置し、これらコイルの出力をスイッチ回路によって順
次高速に切り換え、そのスイッチ回路出力を検波した
後、上記の切り換えに同期して信号サンプリングしデジ
タルデータに変換することが特徴となっており、各コイ
ルの出力切り換えとサンプリングとが同期しているた
め、デジタルデータの段階では各コイルごとに分けられ
ることになる。そこで、この各コイルごとのデジタルデ
ータを画像再構成処理した後合成すれば、ノイズ分を除
いて合成できるので、画像のＳ／Ｎ比を高めながら、複
数コイルによる広い範囲の撮像が可能となる。スイッチ
回路の後に接続される検波回路やＡ／Ｄ変換器等の受信
系統は１系統でよいため、システムが大掛かりになるこ
ともない。
【０００９】
【実施例】以下、この発明の一実施例について図面を参
照しながら詳細に説明する。図１において複数の受信コ
イル１１〜１４が互いに接近して配列されている。これ
らにはそれぞれデカップリング回路２１〜２４が接続さ
れており、各コイルの間での電磁的なカップリングを実
質的になくすようにしている。これらデカップリング回
路２１〜２４としてはＬＣ回路で構成したものを用い相
互の干渉を防いだり、ＰＩＮダイオードスイッチのよう
な外部制御可能な高速スイッチ素子を用いてスイッチン
グによりコイル自体を切断してしまうものでもよい。こ
の実施例ではＰＩＮダイオードスイッチを用い、後述の
アナログマルチプレクサ４０に与えるコントロール信号
と同じコントロール信号によってコントロールしてい
る。
照しながら詳細に説明する。図１において複数の受信コ
イル１１〜１４が互いに接近して配列されている。これ
らにはそれぞれデカップリング回路２１〜２４が接続さ
れており、各コイルの間での電磁的なカップリングを実
質的になくすようにしている。これらデカップリング回
路２１〜２４としてはＬＣ回路で構成したものを用い相
互の干渉を防いだり、ＰＩＮダイオードスイッチのよう
な外部制御可能な高速スイッチ素子を用いてスイッチン
グによりコイル自体を切断してしまうものでもよい。こ
の実施例ではＰＩＮダイオードスイッチを用い、後述の
アナログマルチプレクサ４０に与えるコントロール信号
と同じコントロール信号によってコントロールしてい
る。
【００１０】各受信コイル１１〜１４にはプリアンプ３
１〜３４がそれぞれ直結されており、こられプリアンプ
３１〜３４をそれぞれ介してコイル出力がアナログマル
チプレクサ４０に送られる。このプリアンプ３１〜３４
はアナログマルチプレクサ４０での信号の損失の影響を
少なくするためのものであり、これらを省略してコイル
１１〜１４を直接アナログマルチプレクサ４０に接続し
ても基本動作に変わりない。
１〜３４がそれぞれ直結されており、こられプリアンプ
３１〜３４をそれぞれ介してコイル出力がアナログマル
チプレクサ４０に送られる。このプリアンプ３１〜３４
はアナログマルチプレクサ４０での信号の損失の影響を
少なくするためのものであり、これらを省略してコイル
１１〜１４を直接アナログマルチプレクサ４０に接続し
ても基本動作に変わりない。
【００１１】アナログマルチプレクサ４０は、各コイル
出力をスイッチするための回路であり、数μ秒以下とい
う高速なスイッチ速度が要求される。そのため、たとえ
ばＰＩＮダイオードを用いて構成したものが損失も少な
くて有利である。
出力をスイッチするための回路であり、数μ秒以下とい
う高速なスイッチ速度が要求される。そのため、たとえ
ばＰＩＮダイオードを用いて構成したものが損失も少な
くて有利である。
【００１２】このアナログマルチプレクサ４０の出力は
検波回路４１に送られて検波され、その後Ａ／Ｄ変換器
５０でサンプリングされてデジタルデータに変換され
る。このデジタルデータはデータ処理装置に送られて画
像再構成処理などを受ける。
検波回路４１に送られて検波され、その後Ａ／Ｄ変換器
５０でサンプリングされてデジタルデータに変換され
る。このデジタルデータはデータ処理装置に送られて画
像再構成処理などを受ける。
【００１３】信号採取のためのパルスシーケンスとして
は通常のＭＲＩ装置で用いるどのようなものでも使用可
能であるが、ここでは図２に示すようなスピンエコー法
によるパルスシーケンスを用いるものとする。このパル
スシーケンスでは、図２のＡに示すように９０度パルス
と１８０度パルスとを順次加えて励起するとともに、ス
ライス選択用の傾斜磁場Ｇｓパルスを図２のＢのように
加え、さらに図２のＣのように位相エンコード用の傾斜
磁場Ｇｐパルスを加え、周波数エンコード用の傾斜磁場
Ｇｒパルスを１８０度パルスの前後で加えることにより
スピンの位相を揃えてエコー信号を発生させる。１８０
度パルスの後に加えたＧｒパルスの期間中にエコー信号
が発生し、この期間でデータのサンプリングを行なう。
は通常のＭＲＩ装置で用いるどのようなものでも使用可
能であるが、ここでは図２に示すようなスピンエコー法
によるパルスシーケンスを用いるものとする。このパル
スシーケンスでは、図２のＡに示すように９０度パルス
と１８０度パルスとを順次加えて励起するとともに、ス
ライス選択用の傾斜磁場Ｇｓパルスを図２のＢのように
加え、さらに図２のＣのように位相エンコード用の傾斜
磁場Ｇｐパルスを加え、周波数エンコード用の傾斜磁場
Ｇｒパルスを１８０度パルスの前後で加えることにより
スピンの位相を揃えてエコー信号を発生させる。１８０
度パルスの後に加えたＧｒパルスの期間中にエコー信号
が発生し、この期間でデータのサンプリングを行なう。
【００１４】このデータサンプリング期間内で、図３に
示すように、アナログマルチプレクサ４０による切り換
えを行なうとともにデカップリング回路２１を制御し、
それに同期してＡ／Ｄ変換器５０によるサンプリングを
行なう。すなわち、仮にコイルが１個とした場合にはＡ
／Ｄ変換器５０によるサンプリングを図３のＴ１、Ｔ
２、…で行なう必要あるとすると、そのサンプリング期
間Ｔ１、Ｔ２、…をそれぞれ４分割してコイル１１〜１
４のそれぞれに割り当てる。この割り当てられた各期間
でコイル１１〜１４の１つのみが順次コイルとして動作
可能となるようにデカップリング回路２１を制御すると
ともに、その順次動作可能となったコイル出力が取り込
まれるようアナログマルチプレクサ４０のスイッチング
動作を制御する。これにより図３に示すように、アナロ
グマルチプレクサ４０からコイル１１〜１４の各出力が
順次出力されることになる。その各々の出力タイミング
に合わせてｔ１１、ｔ１２、ｔ１３、ｔ１４の各タイミ
ングでＡ／Ｄ変換器５０のサンプリングが行なわれるこ
とにより期間Ｔ１の間に４個のコイル１１〜１４の各出
力のデジタルデータが得られる。こうして、期間Ｔ２、
Ｔ３、…においてもそれぞれのコイル出力のデジタルデ
ータが得られる。
示すように、アナログマルチプレクサ４０による切り換
えを行なうとともにデカップリング回路２１を制御し、
それに同期してＡ／Ｄ変換器５０によるサンプリングを
行なう。すなわち、仮にコイルが１個とした場合にはＡ
／Ｄ変換器５０によるサンプリングを図３のＴ１、Ｔ
２、…で行なう必要あるとすると、そのサンプリング期
間Ｔ１、Ｔ２、…をそれぞれ４分割してコイル１１〜１
４のそれぞれに割り当てる。この割り当てられた各期間
でコイル１１〜１４の１つのみが順次コイルとして動作
可能となるようにデカップリング回路２１を制御すると
ともに、その順次動作可能となったコイル出力が取り込
まれるようアナログマルチプレクサ４０のスイッチング
動作を制御する。これにより図３に示すように、アナロ
グマルチプレクサ４０からコイル１１〜１４の各出力が
順次出力されることになる。その各々の出力タイミング
に合わせてｔ１１、ｔ１２、ｔ１３、ｔ１４の各タイミ
ングでＡ／Ｄ変換器５０のサンプリングが行なわれるこ
とにより期間Ｔ１の間に４個のコイル１１〜１４の各出
力のデジタルデータが得られる。こうして、期間Ｔ２、
Ｔ３、…においてもそれぞれのコイル出力のデジタルデ
ータが得られる。
【００１５】データ処理装置６０では、コイル１１〜１
４のそれぞれについてのデータのみを集めて２次元フー
リエ変換などの画像再構成処理を行ない、コイル１１〜
１４のそれぞれについて４つの画像を得る。これらの画
像は図４のＡ、Ｂで示されるような画像７１、８１のよ
うになり、それぞれコイル近辺の領域（斜線部で表す）
のみが高感度でその領域に画像信号が集中しており、そ
の他の領域７２、８２、８３は無効データの領域となっ
ている。
４のそれぞれについてのデータのみを集めて２次元フー
リエ変換などの画像再構成処理を行ない、コイル１１〜
１４のそれぞれについて４つの画像を得る。これらの画
像は図４のＡ、Ｂで示されるような画像７１、８１のよ
うになり、それぞれコイル近辺の領域（斜線部で表す）
のみが高感度でその領域に画像信号が集中しており、そ
の他の領域７２、８２、８３は無効データの領域となっ
ている。
【００１６】そこで、無効データの領域のデータをゼロ
として各画像７１、８１、…の加算を行ない、合成画像
を得る。これによれば、ノイズ成分が各コイルからのデ
ータの間で加算されることがないため、単一のコイルの
場合のＳ／Ｎ比が保持されることになる。もとの各画像
７１、８１、…は各々のコイルサイズに応じた小視野領
域の画像であるため、このような合成により広範囲の像
が得られる。
として各画像７１、８１、…の加算を行ない、合成画像
を得る。これによれば、ノイズ成分が各コイルからのデ
ータの間で加算されることがないため、単一のコイルの
場合のＳ／Ｎ比が保持されることになる。もとの各画像
７１、８１、…は各々のコイルサイズに応じた小視野領
域の画像であるため、このような合成により広範囲の像
が得られる。
【００１７】この画像合成は、操作者がもとの画像７
１、８１、…を観察して領域指定しながら行なってもよ
いし、画像データのスレッショルド処理によって自動的
に領域指定して行なってもよい。また、単純加算でな
く、各コイルの感度補正を行なってから合成するように
すれば、各コイルからの画像がスムーズにつながって良
好な画質の合成画像を得ることができる。
１、８１、…を観察して領域指定しながら行なってもよ
いし、画像データのスレッショルド処理によって自動的
に領域指定して行なってもよい。また、単純加算でな
く、各コイルの感度補正を行なってから合成するように
すれば、各コイルからの画像がスムーズにつながって良
好な画質の合成画像を得ることができる。
【００１８】図５は他の実施例を示すものである。この
図５においては、８個の受信コイル１１〜１８が実質的
な意味で電磁的に相互に疎な結合となっている状態で配
置されている。これらコイルの２つずつが並列に接続さ
れてそれら２つずつの出力がアナログ合成された上で、
４個のプリアンプ３１〜３４のそれぞれに入力されてい
る。
図５においては、８個の受信コイル１１〜１８が実質的
な意味で電磁的に相互に疎な結合となっている状態で配
置されている。これらコイルの２つずつが並列に接続さ
れてそれら２つずつの出力がアナログ合成された上で、
４個のプリアンプ３１〜３４のそれぞれに入力されてい
る。
【００１９】一般に、コイル数が多くなった場合、コイ
ルのデカップリング制御や、アナログマルチプレクサ４
０のスイッチング、Ａ／Ｄ変換器５０のサンプリングな
どを速くしなければならない。つまり、コイル数がｎの
場合には１の場合のｎ倍のサンプリングレートが要求さ
れる。この実施例のようなパラレルリンク方式による
と、２個ずつ並列接続した場合は１／２のスピードでよ
くなり、３個ずつ並列接続した場合は１／３のスピード
でよくなるので、回路構成が容易になる。
ルのデカップリング制御や、アナログマルチプレクサ４
０のスイッチング、Ａ／Ｄ変換器５０のサンプリングな
どを速くしなければならない。つまり、コイル数がｎの
場合には１の場合のｎ倍のサンプリングレートが要求さ
れる。この実施例のようなパラレルリンク方式による
と、２個ずつ並列接続した場合は１／２のスピードでよ
くなり、３個ずつ並列接続した場合は１／３のスピード
でよくなるので、回路構成が容易になる。
【００２０】この実施例では、互いに接続される１対の
コイルの出力がアナログ合成されることになり、こうし
て合成されることにより４個となった信号がアナログマ
ルチプレクサ４０で切り換えられることになる。接続さ
れる１対のコイルは比較的離れた位置にあるため、相互
に電磁結合することがなく、そのためその１対のコイル
出力から得た画像はコイル位置に対応して位置的に離れ
た２つの感度領域を持つことになり、それらが干渉し合
うことはない。
コイルの出力がアナログ合成されることになり、こうし
て合成されることにより４個となった信号がアナログマ
ルチプレクサ４０で切り換えられることになる。接続さ
れる１対のコイルは比較的離れた位置にあるため、相互
に電磁結合することがなく、そのためその１対のコイル
出力から得た画像はコイル位置に対応して位置的に離れ
た２つの感度領域を持つことになり、それらが干渉し合
うことはない。
【００２１】他方、ノイズについては１対のコイルの出
力の間で加算されるためＳ／Ｎ比は１個のコイルの場合
の√２倍劣化する。しかし、コイルを多数配置すること
により１個のコイルのサイズは小さくでき、１個のコイ
ルとしての感度を高くできるので、約３ｄＢ感度を高め
ることができれば、この√２倍劣化したＳ／Ｎ比を回復
することが可能である（３ｄＢは√２倍に相当する）。
そのため、コイルを小さくして多数配置し、パラレルリ
ンク方式とした方が有利である。
力の間で加算されるためＳ／Ｎ比は１個のコイルの場合
の√２倍劣化する。しかし、コイルを多数配置すること
により１個のコイルのサイズは小さくでき、１個のコイ
ルとしての感度を高くできるので、約３ｄＢ感度を高め
ることができれば、この√２倍劣化したＳ／Ｎ比を回復
することが可能である（３ｄＢは√２倍に相当する）。
そのため、コイルを小さくして多数配置し、パラレルリ
ンク方式とした方が有利である。
【００２２】なお、上記のいずれの実施例の場合もクワ
ドラチャタイプのコイルを用いることが可能である。受
信コイル１１、１２、…としてクワドラチャタイプのコ
イルを用いる場合、図６に示すように９０度シフターと
信号合成器とからなるハイブリッド９１、９２、…を挿
入する。このようにクワドラチャタイプのコイルを用い
ると、単独のコイルとしてのＳ／Ｎ比が向上することに
なるので、合成した後の画像全体のＳ／Ｎ比が向上す
る。
ドラチャタイプのコイルを用いることが可能である。受
信コイル１１、１２、…としてクワドラチャタイプのコ
イルを用いる場合、図６に示すように９０度シフターと
信号合成器とからなるハイブリッド９１、９２、…を挿
入する。このようにクワドラチャタイプのコイルを用い
ると、単独のコイルとしてのＳ／Ｎ比が向上することに
なるので、合成した後の画像全体のＳ／Ｎ比が向上す
る。
【００２３】
【発明の効果】以上説明したように、この発明のＭＲＩ
装置の信号検出装置によれば、大掛かりなシステムを必
要とせずに、複数のＲＦコイルを用いて、広い範囲の撮
像を、高いＳ／Ｎ比で行なうことが可能となる。
装置の信号検出装置によれば、大掛かりなシステムを必
要とせずに、複数のＲＦコイルを用いて、広い範囲の撮
像を、高いＳ／Ｎ比で行なうことが可能となる。
【図１】この発明の一実施例のブロック図。
【図２】同実施例で用いるパルスシーケンス例を示すタ
イムチャート。
イムチャート。
【図３】同実施例での信号切り換えタイミングとサンプ
リングタイミングとの関係を示すタイムチャート。
リングタイミングとの関係を示すタイムチャート。
【図４】同実施例の各コイルからのデータにより再構成
された画像を表す図。
された画像を表す図。
【図５】他の実施例のブロック図。
【図６】変形例のブロック図。
１１〜１８ 受信コイル ２１〜２４ デカップリング回路 ３１〜３４ プリアンプ ４０ アナログマルチプレクサ ４１ 検波回路 ５０ Ａ／Ｄ変換器 ６０ データ処理装置 ９１、９２ ハイブリッド
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 8932−4Ｃ Ａ６１Ｂ 5/05 ３７２ 9118−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/02 Ｐ 9118−2Ｊ 24/04 Ｃ
Claims (1)
- 【請求項１】 実質的に電磁的に疎に結合した状態で配
置される複数のＲＦコイルと、該ＲＦコイル出力を順次
高速に切り換えるスイッチ回路と、該スイッチ回路出力
を検波する検波回路と、検波出力を、上記の切り換えタ
イミングに同期させてサンプリングし、デジタルデータ
に変換するＡ／Ｄ変換器とを備えることを特徴とするＭ
ＲＩ装置の信号検出装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4046190A JP2677104B2 (ja) | 1992-01-31 | 1992-01-31 | Ｍｒｉ装置の信号検出装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4046190A JP2677104B2 (ja) | 1992-01-31 | 1992-01-31 | Ｍｒｉ装置の信号検出装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05207988A true JPH05207988A (ja) | 1993-08-20 |
| JP2677104B2 JP2677104B2 (ja) | 1997-11-17 |
Family
ID=12740135
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4046190A Expired - Lifetime JP2677104B2 (ja) | 1992-01-31 | 1992-01-31 | Ｍｒｉ装置の信号検出装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2677104B2 (ja) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2002022012A1 (fr) * | 2000-09-11 | 2002-03-21 | Hitachi Medical Corporation | Systeme d'imagerie par resonance magnetique |
| JP2005118567A (ja) * | 2003-10-17 | 2005-05-12 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｍｒスキャナのｒｆコイルのアレイによる同時ｍｒデータ収集の撮影領域を損なうことなく信号対雑音比を改善する方法及び装置 |
| JP2007185421A (ja) * | 2006-01-16 | 2007-07-26 | Hitachi Ltd | 磁気共鳴測定装置および方法 |
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| JP2011007665A (ja) * | 2009-06-26 | 2011-01-13 | Chugoku Electric Power Co Inc:The | 磁気測定装置、非破壊検査装置および磁気センサの検出コイルの配置方法 |
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| JPH03236829A (ja) * | 1990-02-14 | 1991-10-22 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
-
1992
- 1992-01-31 JP JP4046190A patent/JP2677104B2/ja not_active Expired - Lifetime
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Also Published As
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|---|---|
| JP2677104B2 (ja) | 1997-11-17 |
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