JPH0622925A - 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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- JPH0622925A JPH0622925A JP4294314A JP29431492A JPH0622925A JP H0622925 A JPH0622925 A JP H0622925A JP 4294314 A JP4294314 A JP 4294314A JP 29431492 A JP29431492 A JP 29431492A JP H0622925 A JPH0622925 A JP H0622925A
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- JP
- Japan
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- magnetic resonance
- coil
- ratio
- nuclear magnetic
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 ＮＭＲ信号を直交する２つの軸上で各々検出
する検出手段を備えた核磁気共鳴イメージング装置にお
いて、ＳＮ比が高く、良質の画像を得る。 【構成】 ＮＭＲ信号の検出手段で検出された２つの核
磁気共鳴信号のＳＮ比に応じそれらの２つの核磁気共鳴
信号の少なくとも一方に重み付けができるアッテネータ
３４を設ける。
する検出手段を備えた核磁気共鳴イメージング装置にお
いて、ＳＮ比が高く、良質の画像を得る。 【構成】 ＮＭＲ信号の検出手段で検出された２つの核
磁気共鳴信号のＳＮ比に応じそれらの２つの核磁気共鳴
信号の少なくとも一方に重み付けができるアッテネータ
３４を設ける。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、核磁気共鳴（以下、Ｎ
ＭＲと略記する）を利用して被検体の所望箇所を映像化
するＮＭＲイメージング装置に関するものである。
ＭＲと略記する）を利用して被検体の所望箇所を映像化
するＮＭＲイメージング装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】ＮＭＲイメージング装置では、原子核
を、高周波を照射して励起し、共鳴した原子核より放出
される高周波信号（これをＮＭＲ信号という）を検出す
る。高周波信号の照射、検出には通常、コイルが使用さ
れ、サドル形、ソレイド形及びそれらを変形した種々の
コイルが考えられている。前記照射と検出は異なる時間
帯で行なうため、両者を１つのコイルで兼用する手法も
知られている。しかし、人体を対象とするＮＭＲイメー
ジング装置では、空間的に広く一様な照射と、感度が高
くＳＮの良い検出を実現するため、比較的大きな照射コ
イルと、人体の近くに配置した比較的小さな検出コイル
とがよく用いられている。検出コイルと同方向に照射コ
イルを配置すると、両者が高周波的に結合して検出感度
が低下するため、通常は両者を直交する軸上に配置す
る。
を、高周波を照射して励起し、共鳴した原子核より放出
される高周波信号（これをＮＭＲ信号という）を検出す
る。高周波信号の照射、検出には通常、コイルが使用さ
れ、サドル形、ソレイド形及びそれらを変形した種々の
コイルが考えられている。前記照射と検出は異なる時間
帯で行なうため、両者を１つのコイルで兼用する手法も
知られている。しかし、人体を対象とするＮＭＲイメー
ジング装置では、空間的に広く一様な照射と、感度が高
くＳＮの良い検出を実現するため、比較的大きな照射コ
イルと、人体の近くに配置した比較的小さな検出コイル
とがよく用いられている。検出コイルと同方向に照射コ
イルを配置すると、両者が高周波的に結合して検出感度
が低下するため、通常は両者を直交する軸上に配置す
る。
【０００３】ところで前記検出コイルは、その感度が再
構成された画像のＳＮ比に直接影響するため、その研究
改良が多くなされている。励起されたスピンは、小さな
磁極片が同一平面上を回転しているようにふるまうた
め、この点に着目してシー・エヌ・チェン（Ｃ．Ｎ．Ｃ
ＨＥＮ）他は、直交した２つのコイル系で検出する直交
コイル（Ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ Ｃｏｉｌ）を提案して
おり、（シー・エヌ・チェン（Ｃ．Ｎ．ＣＨＥＮ）他、
「ジェイ・オブ・マグネチック・レゾナンス（ＪＯＦ
ＭＡＧＮＥＴＩＣ ＲＥＳＯＮＡＮＣＥ）」５３−３２
４−３２７，１９８３参照）原理的にはＳＮ比が√２倍
に向上するといわれている。図３は、この直交コイルの
原理を示す図であり、ここでは説明を簡単にするため同
調回路などは省略している。図において、１つの平面内
で回転している磁化は、コイル１とコイル２に９０°の
位相差を伴った同一の信号を誘起する。ここで、コイル
１とコイル２は、軸方向が直交しているため、互いに独
立なランダムノイズを伴って信号が検出される。ノイズ
源となり得るものは、コイル１，２の抵抗、被検体とコ
イル１，２の磁気的結合及び電気的結合などに起因する
被検体からの等価抵抗などである。両コイル１，２の信
号の位相を位相シフタ３などで合わせて合成器４で加算
すると、信号は２倍、ノイズは√２倍となり、結果とし
てＳＮ比は√２倍に向上する。
構成された画像のＳＮ比に直接影響するため、その研究
改良が多くなされている。励起されたスピンは、小さな
磁極片が同一平面上を回転しているようにふるまうた
め、この点に着目してシー・エヌ・チェン（Ｃ．Ｎ．Ｃ
ＨＥＮ）他は、直交した２つのコイル系で検出する直交
コイル（Ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ Ｃｏｉｌ）を提案して
おり、（シー・エヌ・チェン（Ｃ．Ｎ．ＣＨＥＮ）他、
「ジェイ・オブ・マグネチック・レゾナンス（ＪＯＦ
ＭＡＧＮＥＴＩＣ ＲＥＳＯＮＡＮＣＥ）」５３−３２
４−３２７，１９８３参照）原理的にはＳＮ比が√２倍
に向上するといわれている。図３は、この直交コイルの
原理を示す図であり、ここでは説明を簡単にするため同
調回路などは省略している。図において、１つの平面内
で回転している磁化は、コイル１とコイル２に９０°の
位相差を伴った同一の信号を誘起する。ここで、コイル
１とコイル２は、軸方向が直交しているため、互いに独
立なランダムノイズを伴って信号が検出される。ノイズ
源となり得るものは、コイル１，２の抵抗、被検体とコ
イル１，２の磁気的結合及び電気的結合などに起因する
被検体からの等価抵抗などである。両コイル１，２の信
号の位相を位相シフタ３などで合わせて合成器４で加算
すると、信号は２倍、ノイズは√２倍となり、結果とし
てＳＮ比は√２倍に向上する。
【０００４】ただしこの結果は、コイル１とコイル２の
感度が等しい場合に成立するもので、このためにはコイ
ル１，２の寸法形状が等しく、さらに前記した被検体か
らの等価抵抗も等しくする必要がある。被検体からの等
価抵抗は、各被検体の形状の相違から事実上等価にはら
なず、実際には直交したコイル１，２間でアンバランス
を生ずる。また図４に示すように、最も感度が高いとい
われているソレノイド形のコイル５を被検体６に近接し
た形状で１軸側に採用すると、それに直交した軸側で
は、事実上、同様の感度を持つコイルを設定することが
できず、例えばサドル形のコイル７のようになり、両コ
イル５，７間のアンバランスはますます大きくなる。そ
の結果、実際には両コイル５，７のＳＮの比は例えば
１．４〜１．８倍にも達する。また、コイル１と２又は
５と７では空間的に異なる感度特性を持つため、広い領
域に対して上記最適条件（コイル１，２又は５，７の感
度が等しいこと）を満足することもできない。
感度が等しい場合に成立するもので、このためにはコイ
ル１，２の寸法形状が等しく、さらに前記した被検体か
らの等価抵抗も等しくする必要がある。被検体からの等
価抵抗は、各被検体の形状の相違から事実上等価にはら
なず、実際には直交したコイル１，２間でアンバランス
を生ずる。また図４に示すように、最も感度が高いとい
われているソレノイド形のコイル５を被検体６に近接し
た形状で１軸側に採用すると、それに直交した軸側で
は、事実上、同様の感度を持つコイルを設定することが
できず、例えばサドル形のコイル７のようになり、両コ
イル５，７間のアンバランスはますます大きくなる。そ
の結果、実際には両コイル５，７のＳＮの比は例えば
１．４〜１．８倍にも達する。また、コイル１と２又は
５と７では空間的に異なる感度特性を持つため、広い領
域に対して上記最適条件（コイル１，２又は５，７の感
度が等しいこと）を満足することもできない。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】従来技術では、前記ア
ンバランスに対する配慮が何らされておらず、最終的に
得られるＳＮ比が低かった。例えば、図４においてコイ
ル５のＳＮ比が８０、コイル７のＳＮ比が５０のとき、
両者の信号レベルをそろえて加算すると最終的なＳＮ比
は８４．８となり、６％しか改善されなかった。このた
め良質の画像が得られないという問題点があった。
ンバランスに対する配慮が何らされておらず、最終的に
得られるＳＮ比が低かった。例えば、図４においてコイ
ル５のＳＮ比が８０、コイル７のＳＮ比が５０のとき、
両者の信号レベルをそろえて加算すると最終的なＳＮ比
は８４．８となり、６％しか改善されなかった。このた
め良質の画像が得られないという問題点があった。
【０００６】本発明は、上述したような問題点を解消す
るためになされたもので、ＳＮ比が高く、良質の画像が
得られる核磁気共鳴イメージング装置を提供することを
目的とする。
るためになされたもので、ＳＮ比が高く、良質の画像が
得られる核磁気共鳴イメージング装置を提供することを
目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上述問題点はＳＮ比の違
う情報を同一の重み付けで加算しているところにある。
そこで本発明では、両者の情報量の違いに応じて信号の
重み付けを行なうようにしたもので、これにより、より
高いＳＮ比が達成できる。
う情報を同一の重み付けで加算しているところにある。
そこで本発明では、両者の情報量の違いに応じて信号の
重み付けを行なうようにしたもので、これにより、より
高いＳＮ比が達成できる。
【０００８】図４において、コイル５で得られる信号成
分をＳ1，ＳＮ比をＳＮ1とし、コイル７でも同様に
Ｓ2，ＳＮ2とする。また絶対感度の比Ｓ2／Ｓ1をＧと
し、重み付け加算の割合をコイル５側を１，コイル７側
をＫとすると、加算後のＳＮ比は、
分をＳ1，ＳＮ比をＳＮ1とし、コイル７でも同様に
Ｓ2，ＳＮ2とする。また絶対感度の比Ｓ2／Ｓ1をＧと
し、重み付け加算の割合をコイル５側を１，コイル７側
をＫとすると、加算後のＳＮ比は、
【０００９】
【数１】
【００１０】となる。ここでＳＮ比を最大とする条件
は、
は、
【００１１】
【数２】
【００１２】であり、その時のＳＮ比ＳＮｍａｘは、
【００１３】
【数３】
【００１４】となる。
【００１５】前記アンバランスを考慮し、情報量の違い
に着目して上記（２）式を適用し、（３）式により加算
すると、例えばＳＮ比を９４．３に高めることができ、
約１８％も改善されることになる。
に着目して上記（２）式を適用し、（３）式により加算
すると、例えばＳＮ比を９４．３に高めることができ、
約１８％も改善されることになる。
【００１６】（２）式によるＳＮ比の最適化は次の手段
により適用が可能である。すなわち、直交コイル各々の
中心付近でのＳＮ比を計測し、その値を（２）式に用い
てＫを求め、少なくとも一方のコイルの出力のゲイン
を、半固定アッテネータを用いて合わせる手段である。
により適用が可能である。すなわち、直交コイル各々の
中心付近でのＳＮ比を計測し、その値を（２）式に用い
てＫを求め、少なくとも一方のコイルの出力のゲイン
を、半固定アッテネータを用いて合わせる手段である。
【００１７】
【作用】各コイルの出力のＳＮ比によってそれらの少な
くとも一方の出力に対してアッテネータで重み付けを
し、位相シフタで位相差を補正して、加算すれば、最終
的なＳＮ比は高められ、良質の画像が得られる。
くとも一方の出力に対してアッテネータで重み付けを
し、位相シフタで位相差を補正して、加算すれば、最終
的なＳＮ比は高められ、良質の画像が得られる。
【００１８】
【実施例】以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて
詳細に説明する。
詳細に説明する。
【００１９】図１は本発明に係る核磁気共鳴イメージン
グ装置の全体構成例を示すブロック図である。この核磁
気共鳴イメージング装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象
を利用して被検体６の断層画像を得るもので、静磁場発
生磁石１０と、中央処理装置（以下、ＣＰＵという）１
１と、シーケンサ１２と、送信系１３と、磁場勾配発生
系１４と、受信系１５と信号処理系１６とからなる。
グ装置の全体構成例を示すブロック図である。この核磁
気共鳴イメージング装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象
を利用して被検体６の断層画像を得るもので、静磁場発
生磁石１０と、中央処理装置（以下、ＣＰＵという）１
１と、シーケンサ１２と、送信系１３と、磁場勾配発生
系１４と、受信系１５と信号処理系１６とからなる。
【００２０】上記静磁場発生磁石１０は、被検体６の周
りにその体軸方向または体軸と直交する方向に強く均一
な静磁場を発生させるもので、上記被検体６の周りのあ
る広がりをもった空間に永久磁石方式又は、常電導方式
あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。
りにその体軸方向または体軸と直交する方向に強く均一
な静磁場を発生させるもので、上記被検体６の周りのあ
る広がりをもった空間に永久磁石方式又は、常電導方式
あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。
【００２１】上記シーケンサ１２は、ＣＰＵ１１の制御
で動作し、被検体６の断層画像のデータ収集に必要な種
々の命令を送信系１３及び磁場勾配発生系１４並びに受
信系１５に送るものである。
で動作し、被検体６の断層画像のデータ収集に必要な種
々の命令を送信系１３及び磁場勾配発生系１４並びに受
信系１５に送るものである。
【００２２】上記送信系１３は、高周波発振器１７と変
調器１８と高周波増幅器１９と送信側の高周波コイル２
０ａとからなり、上記高周波発振器１７から出力された
高周波パルスをシーケンサ１２の命令に従って変調器１
８で振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高
周波増幅器１９で増幅した後に被検体６に近接して配置
された高周波コイル２０ａに供給することにより、電磁
波が上記被検体６に照射されるようになっている。
調器１８と高周波増幅器１９と送信側の高周波コイル２
０ａとからなり、上記高周波発振器１７から出力された
高周波パルスをシーケンサ１２の命令に従って変調器１
８で振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高
周波増幅器１９で増幅した後に被検体６に近接して配置
された高周波コイル２０ａに供給することにより、電磁
波が上記被検体６に照射されるようになっている。
【００２３】上記磁場勾配発生系１４は、Ｘ，Ｙ，Ｚの
三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル２１と、それぞれの
コイルを駆動する傾斜磁場電源２２からなり、上記シー
ケンサ１２からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜
磁場電源２２を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸
方向に傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを被検体６に印加する
ようになっている。この傾斜磁場の加え方により、被検
体６に対するスライス面を設定することができる。
三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル２１と、それぞれの
コイルを駆動する傾斜磁場電源２２からなり、上記シー
ケンサ１２からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜
磁場電源２２を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸
方向に傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを被検体６に印加する
ようになっている。この傾斜磁場の加え方により、被検
体６に対するスライス面を設定することができる。
【００２４】上記受信系１５は、受信側の高周波コイル
２０ｂと増幅器２３と直交位相検波器２４とＡ／Ｄ変換
器２５とからなり、上記送信側の高周波コイル２０ａか
ら照射された電磁波による被検体６の応答の電磁波（Ｎ
ＭＲ信号）は被検体６に近接して配置された高周波コイ
ル２０ｂで検出され、増幅器２３及び直交位相検波器２
４を介してＡ／Ｄ変換器２５に入力してデジタル量に変
換され、さらにシーケンサ１２からの命令によるタイミ
ングで直交位相検波器２４によりサンプリングされた二
系列の収集データとされ、その信号が信号処理系１６に
送られるようになっている。
２０ｂと増幅器２３と直交位相検波器２４とＡ／Ｄ変換
器２５とからなり、上記送信側の高周波コイル２０ａか
ら照射された電磁波による被検体６の応答の電磁波（Ｎ
ＭＲ信号）は被検体６に近接して配置された高周波コイ
ル２０ｂで検出され、増幅器２３及び直交位相検波器２
４を介してＡ／Ｄ変換器２５に入力してデジタル量に変
換され、さらにシーケンサ１２からの命令によるタイミ
ングで直交位相検波器２４によりサンプリングされた二
系列の収集データとされ、その信号が信号処理系１６に
送られるようになっている。
【００２５】この信号処理系１６は、ＣＰＵ１１と、磁
気ディスク２６及び磁気テープ２７等の記録装置と、Ｃ
ＲＴ等のディスプレイ２８とからなり、上記ＣＰＵ１１
でフーリエ変換、補正係数計算像再構成等の処理を行
い、任意の断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適
当な演算を行って得られた分布を画像化してディスプレ
イ２８に表示するようになっている。
気ディスク２６及び磁気テープ２７等の記録装置と、Ｃ
ＲＴ等のディスプレイ２８とからなり、上記ＣＰＵ１１
でフーリエ変換、補正係数計算像再構成等の処理を行
い、任意の断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適
当な演算を行って得られた分布を画像化してディスプレ
イ２８に表示するようになっている。
【００２６】なお、図１において、送信側及び受信側の
高周波コイル２０ａ，２０ｂと傾斜磁場コイル２１は、
被検体１の周りの空間に配置された静磁場発生磁石１０
の磁場空間内に配置されている。
高周波コイル２０ａ，２０ｂと傾斜磁場コイル２１は、
被検体１の周りの空間に配置された静磁場発生磁石１０
の磁場空間内に配置されている。
【００２７】ここで、本発明に係る高周波コイル２０ｂ
は図４で示したような直交コイル５，７である。また前
記したように、照射用の高周波コイル２０ａを１軸側の
受信コイルとして兼用し、それに直交した受信専用のコ
イルを設けて直交コイル５，７を構成してもよい。さら
に、図４のコイル５及びコイル７の両者とも照射と受信
を兼ねて使用してもよい。いずれの場合でも直交した２
つのコイル５，７から信号を取り出すことが重要であ
る。
は図４で示したような直交コイル５，７である。また前
記したように、照射用の高周波コイル２０ａを１軸側の
受信コイルとして兼用し、それに直交した受信専用のコ
イルを設けて直交コイル５，７を構成してもよい。さら
に、図４のコイル５及びコイル７の両者とも照射と受信
を兼ねて使用してもよい。いずれの場合でも直交した２
つのコイル５，７から信号を取り出すことが重要であ
る。
【００２８】図２は前記した本発明の要部の実施例であ
り、入力３０，３１に共鳴周波数に同調を取った直交コ
イル５，７の出力を接続する。それぞれの信号をプリア
ンプ３２，３３により増幅し、その一方のプリアンプ３
３の出力は半固定アッテネータ３４及び両出力の位相を
同相にするための位相シフタ３５を通した後に他方のプ
リアンプ３２の出力と加算器３６で加算し、出力３７に
出力する。
り、入力３０，３１に共鳴周波数に同調を取った直交コ
イル５，７の出力を接続する。それぞれの信号をプリア
ンプ３２，３３により増幅し、その一方のプリアンプ３
３の出力は半固定アッテネータ３４及び両出力の位相を
同相にするための位相シフタ３５を通した後に他方のプ
リアンプ３２の出力と加算器３６で加算し、出力３７に
出力する。
【００２９】半固定アッテネータ３４は、あらかじめ基
準とする物体（図示せず）を計測した時の各出力のＳＮ
比及び絶対感度比Ｇにより前記（２）式を用いて求めた
値に設定しておく。
準とする物体（図示せず）を計測した時の各出力のＳＮ
比及び絶対感度比Ｇにより前記（２）式を用いて求めた
値に設定しておく。
【００３０】本発明の意図することは（２）式で得た相
対的な感度バランスに調整することにあるので、図２に
例示の構成を変形しても同様のことが実施可能である。
例えば、回路部３３〜３５の配列順序を変えたり、回路
部３３と３４を一体化した可変ゲインのアンプを用いた
り、各コイル５，７の同調後のインピーダンを変えて合
成することなどである。
対的な感度バランスに調整することにあるので、図２に
例示の構成を変形しても同様のことが実施可能である。
例えば、回路部３３〜３５の配列順序を変えたり、回路
部３３と３４を一体化した可変ゲインのアンプを用いた
り、各コイル５，７の同調後のインピーダンを変えて合
成することなどである。
【００３１】いずれの方式でも本実施例によれば、画質
上最も重要な中心付近でのＳＮ比を向上させることがで
きる。
上最も重要な中心付近でのＳＮ比を向上させることがで
きる。
【００３２】
【発明の効果】以上述べたように本発明は、ＮＭＲ信号
を、直交する２つの軸上で各々検出する検出手段（直交
コイル）間に生じる特性上のアンバランスを配慮し、Ｎ
ＭＲ信号に対して重み付けを行ったのでＳＮ比を高める
ことができ、良質の画像が得られるという効果がある。
を、直交する２つの軸上で各々検出する検出手段（直交
コイル）間に生じる特性上のアンバランスを配慮し、Ｎ
ＭＲ信号に対して重み付けを行ったのでＳＮ比を高める
ことができ、良質の画像が得られるという効果がある。
【図１】本発明装置の全体構成例を示すブロック図であ
る。
る。
【図２】同上装置の要部構成例を示すブロック図であ
る。
る。
【図３】ＮＭＲイメージング装置のＮＭＲ信号検出に用
いられる直交コイルの原理図である。
いられる直交コイルの原理図である。
【図４】同上コイルの具体例を示す斜視図である。
５，７…直交コイル，６…被検体，１０…静磁場発生磁
石，１１…中央処理装置（ＣＰＵ），１３…送信系，１
４…磁場勾配発生系，１５…受信系，１６…信号処理
系，２０ｂ…高周波コイル（ＮＭＲ信号検出手段），３
４…アッテネータ，３５…位相シフタ，３６…加算器。
石，１１…中央処理装置（ＣＰＵ），１３…送信系，１
４…磁場勾配発生系，１５…受信系，１６…信号処理
系，２０ｂ…高周波コイル（ＮＭＲ信号検出手段），３
４…アッテネータ，３５…位相シフタ，３６…加算器。
───────────────────────────────────────────────────── 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 5/05 ３７４ 9118−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/02 Ｎ 9118−2Ｊ 24/08 Ｄ
Claims (1)
- 【請求項１】 被検体に静磁場及び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を与える手段と、前記
核磁気共鳴による信号を直交する２つの軸上で各々検出
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、前記信号検出手
段で検出された２つの核磁気共鳴信号のＳＮ比に応じそ
れらの２つの核磁気共鳴信号の少なくとも一方に重み付
けができるアッテネータと、前記２つの核磁気共鳴信号
の位相差を補正する位相シフタと、前記重み付け及び位
相差補正された２つの核磁気共鳴信号を加算する加算手
段とを具備す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 |
|---|---|---|---|
| JP4294314A JPH0649033B2 (ja) | 1992-11-02 | 1992-11-02 | 核磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4294314A JPH0649033B2 (ja) | 1992-11-02 | 1992-11-02 | 核磁気共鳴イメージング装置 |
Related Parent Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62173843A Division JPS6417636A (en) | 1987-07-14 | 1987-07-14 | Nuclear magnetic resonance imaging apparatus |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0622925A true JPH0622925A (ja) | 1994-02-01 |
| JPH0649033B2 JPH0649033B2 (ja) | 1994-06-29 |
Family
ID=17806094
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4294314A Expired - Lifetime JPH0649033B2 (ja) | 1992-11-02 | 1992-11-02 | 核磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0649033B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005131104A (ja) * | 2003-10-30 | 2005-05-26 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 信号調整方法およびｍｒｉ装置 |
-
1992
- 1992-11-02 JP JP4294314A patent/JPH0649033B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005131104A (ja) * | 2003-10-30 | 2005-05-26 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 信号調整方法およびｍｒｉ装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0649033B2 (ja) | 1994-06-29 |
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