JPH0790020B2 - 磁気共鳴イメ−ジング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメ−ジング装置Info
- Publication number
- JPH0790020B2 JPH0790020B2 JP61101022A JP10102286A JPH0790020B2 JP H0790020 B2 JPH0790020 B2 JP H0790020B2 JP 61101022 A JP61101022 A JP 61101022A JP 10102286 A JP10102286 A JP 10102286A JP H0790020 B2 JPH0790020 B2 JP H0790020B2
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- coil
- gradient magnetic
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Description
【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） 本発明は磁気共鳴（MR:magnetic resonance、以下「M
R」と称する）現象を用いて被検体の特定断面における
特定原子核スピンの密度分布に基づく情報を画像化する
磁気共鳴イメージング装置（以下MRイメージング装置と
もいう）に関する。
R」と称する）現象を用いて被検体の特定断面における
特定原子核スピンの密度分布に基づく情報を画像化する
磁気共鳴イメージング装置（以下MRイメージング装置と
もいう）に関する。
（従来の技術） 診断用RMイメージング装置では、被検体の特定位置の断
層像を得るために第５図に示すように被検体Ｒに図示Ｚ
軸方向に沿う非常に均一な静磁場H0を作用させ、一対の
傾斜磁場コイル1A,1Bにより静磁場H0に線型勾配磁場を
印加する。静磁場H0に対して特定の原子核は次式で示さ
れる角周波数ω０で共鳴する。
層像を得るために第５図に示すように被検体Ｒに図示Ｚ
軸方向に沿う非常に均一な静磁場H0を作用させ、一対の
傾斜磁場コイル1A,1Bにより静磁場H0に線型勾配磁場を
印加する。静磁場H0に対して特定の原子核は次式で示さ
れる角周波数ω０で共鳴する。
ω０＝ｒ・H0 …（１） （１）式においてｒは磁気回転比であり、原子核の種類
に固有のものである。特定の原子核のみ共鳴させる角周
波数ω０で回転磁場H1を一対の送信コイル2A,2Bを介し
て前記線型磁場勾配を利用して設定される図示Ｘ−Ｙ平
面内について被検体Ｐに作用させ、断層像を得る特定の
スライス部分Ｓ（平面状の部分であるが現実にある厚み
をもっている）のみにMR現象を生ぜしめる。MR現象は一
対の受信コイル3A,3Bを介して自由誘導減衰（FID:free
induction decay）信号（以下「FID信号」と称する）と
して観測され、この信号をフーリエ変換することにより
特定の原子核スピンの回転周波数についての単一のスペ
クトルが得られる。断層像をCT像として得るためには、
スライス部分ＳのＸ−Ｙ平面内の多方向についての投影
像が必要である。そのためにスライス部分Ｓを励起して
MR現象を生じさせた後、第６図に示すように磁場H0に
Ｘ′軸方向（Ｘ軸よりθ゜回転した座標系）に直線的な
傾斜を持つ線型勾配磁場Gxyを作用させると、被検体の
スライス部分Ｓ内の等磁場線Ｅは直線となり、その線上
の特定の原子核スピンの回転周波数は（１）式により表
される。ここで説明の適宜上等磁場線Ｅの各々（E1〜En
とする）より信号D1〜Dn（一種のFID信号）を生ずると
考える。信号D1〜Dnの振幅はそれぞれスライス部分Ｓを
貫く等磁場線E1〜En上の原子核スピン密度に比例するこ
とになる。ところが実際に観測されるFID信号はD1〜Dn
をすべて加え合せたもの（すなわち合成FID信号）とな
るので、このFID信号をフーリエ変換することにより、
スライス部分ＳのＸ′軸への投影情報（１次元像）PDが
得られる。このＸ′軸をｘ−ｙ面内で回転させることに
より、前述と同様にしてｘ−ｙ平面内の各方向への投影
情報が得られ、これらの情報に基づいてCT像を合成する
ことができる。
に固有のものである。特定の原子核のみ共鳴させる角周
波数ω０で回転磁場H1を一対の送信コイル2A,2Bを介し
て前記線型磁場勾配を利用して設定される図示Ｘ−Ｙ平
面内について被検体Ｐに作用させ、断層像を得る特定の
スライス部分Ｓ（平面状の部分であるが現実にある厚み
をもっている）のみにMR現象を生ぜしめる。MR現象は一
対の受信コイル3A,3Bを介して自由誘導減衰（FID:free
induction decay）信号（以下「FID信号」と称する）と
して観測され、この信号をフーリエ変換することにより
特定の原子核スピンの回転周波数についての単一のスペ
クトルが得られる。断層像をCT像として得るためには、
スライス部分ＳのＸ−Ｙ平面内の多方向についての投影
像が必要である。そのためにスライス部分Ｓを励起して
MR現象を生じさせた後、第６図に示すように磁場H0に
Ｘ′軸方向（Ｘ軸よりθ゜回転した座標系）に直線的な
傾斜を持つ線型勾配磁場Gxyを作用させると、被検体の
スライス部分Ｓ内の等磁場線Ｅは直線となり、その線上
の特定の原子核スピンの回転周波数は（１）式により表
される。ここで説明の適宜上等磁場線Ｅの各々（E1〜En
とする）より信号D1〜Dn（一種のFID信号）を生ずると
考える。信号D1〜Dnの振幅はそれぞれスライス部分Ｓを
貫く等磁場線E1〜En上の原子核スピン密度に比例するこ
とになる。ところが実際に観測されるFID信号はD1〜Dn
をすべて加え合せたもの（すなわち合成FID信号）とな
るので、このFID信号をフーリエ変換することにより、
スライス部分ＳのＸ′軸への投影情報（１次元像）PDが
得られる。このＸ′軸をｘ−ｙ面内で回転させることに
より、前述と同様にしてｘ−ｙ平面内の各方向への投影
情報が得られ、これらの情報に基づいてCT像を合成する
ことができる。
ところで、MRイメージング装置では、MR画像の一分解能
を得るために互いに直交する傾斜磁場Gx,Gy,Gzを生成す
る必要があり、このため、３つの傾斜磁場コイルを使用
することが一般的である。
を得るために互いに直交する傾斜磁場Gx,Gy,Gzを生成す
る必要があり、このため、３つの傾斜磁場コイルを使用
することが一般的である。
ここで、MR画像の位置分解能について考察すると、例え
ばＸ方向,Y方向の位置分解能Δlx,Δlyは下記（１），
（２）式で表すことができる。
ばＸ方向,Y方向の位置分解能Δlx,Δlyは下記（１），
（２）式で表すことができる。
ここに、ΔｆはMR信号収集時の周波数分解能、GRは信号
読出し方向の傾斜磁場強度、GEはフェーズエンコーディ
ング用傾斜磁場強度τはエンコーディング傾斜磁場の印
加時間である。
読出し方向の傾斜磁場強度、GEはフェーズエンコーディ
ング用傾斜磁場強度τはエンコーディング傾斜磁場の印
加時間である。
しかしながら、通常のMRイメージング装置における傾斜
磁場コイルは、被検体の形状に対応してある程度の大き
さを有するため、例えば被検体から抽出した小さいサン
プルからMR信号を取り出すような場合このサンプルに強
い傾斜磁場を印加することは困難であり、あえて傾斜磁
場の強度を高めるとサンプルからのMR信号のレベルが小
さいことに基因してMR画像のS/N比が大幅に低下すると
いう問題がある。
磁場コイルは、被検体の形状に対応してある程度の大き
さを有するため、例えば被検体から抽出した小さいサン
プルからMR信号を取り出すような場合このサンプルに強
い傾斜磁場を印加することは困難であり、あえて傾斜磁
場の強度を高めるとサンプルからのMR信号のレベルが小
さいことに基因してMR画像のS/N比が大幅に低下すると
いう問題がある。
また、このような強い傾斜磁場を生成するためには、傾
斜磁場コイル用の電源装置の大型化，高価格化を招くと
いう問題もある。
斜磁場コイル用の電源装置の大型化，高価格化を招くと
いう問題もある。
結局、従来のMRイメージング装置では、特に小さいサン
プルについての高分解能画像を得ることは現実的には不
可能に近い。
プルについての高分解能画像を得ることは現実的には不
可能に近い。
（発明が解決しようとする問題点） 上述したように従来のMRイメージング装置では、対象部
位の大きさによってMR画像上の位置分解能の向上を図る
上で一定の制限があった。
位の大きさによってMR画像上の位置分解能の向上を図る
上で一定の制限があった。
そこで本発明は、被検体の対象部位の大きさの如何を問
わず、それぞれの場合に応じて高い位置分解能を有する
MR画像を得ることができる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ものである。
わず、それぞれの場合に応じて高い位置分解能を有する
MR画像を得ることができる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ものである。
［発明の構成］ （問題点を解決するための手段） 本発明の磁気共鳴イメージング装置は、被検体の対象部
位を励起し磁気共鳴現象を生じさせる磁場発生手段と、
前記磁気共鳴現象に基づく信号を受信する受信手段を有
し、この受信信号を基に被検体の対象部位の磁気共鳴画
像を得る磁気共鳴イメージング装置において、前記磁場
発生手段は対象部位の大きさに応じた多段構成の傾斜磁
場コイルを、前記受信手段は被検体の対象部位の大きさ
に応じて口径の異なる多段構成の受信コイルをそれぞれ
切換え可能に有することにより構成される。
位を励起し磁気共鳴現象を生じさせる磁場発生手段と、
前記磁気共鳴現象に基づく信号を受信する受信手段を有
し、この受信信号を基に被検体の対象部位の磁気共鳴画
像を得る磁気共鳴イメージング装置において、前記磁場
発生手段は対象部位の大きさに応じた多段構成の傾斜磁
場コイルを、前記受信手段は被検体の対象部位の大きさ
に応じて口径の異なる多段構成の受信コイルをそれぞれ
切換え可能に有することにより構成される。
（作 用） この装置により被検体自身の体内の対象部位（例えば心
臓）のMR画像を得る場合には、磁場発生手段の傾斜磁場
コイルを大口径のものに、また、受信手段の受信コイル
を大口径のものにそれぞれ切換え、この状態で被検体の
対象部位を磁場発生手段で励起しMR現象を生じさせると
共に、このMR現象に基づく対象部位からの信号を大口径
の受信コイルで受信し、この受信信号を処理して前記対
象部位のMR画像を得る。
臓）のMR画像を得る場合には、磁場発生手段の傾斜磁場
コイルを大口径のものに、また、受信手段の受信コイル
を大口径のものにそれぞれ切換え、この状態で被検体の
対象部位を磁場発生手段で励起しMR現象を生じさせると
共に、このMR現象に基づく対象部位からの信号を大口径
の受信コイルで受信し、この受信信号を処理して前記対
象部位のMR画像を得る。
一方、例えば被検体から抽出した小容積のサンプルのMR
画像を得る場合には、磁場発生手段の傾斜磁場コイルを
小口径のものに、また、受信手段の受信コイルを小口径
のものにそれぞれ切換え、この状態でそのサンプルを小
口径の傾斜磁場コイルを含む磁場発生手段で励起し、MR
現象を生じさせると共に、このMR現象に基づくサンプル
からの信号を小口径の受信コイルで受信し、この受信信
号を処理して前記サンプルのMR画像を得る。
画像を得る場合には、磁場発生手段の傾斜磁場コイルを
小口径のものに、また、受信手段の受信コイルを小口径
のものにそれぞれ切換え、この状態でそのサンプルを小
口径の傾斜磁場コイルを含む磁場発生手段で励起し、MR
現象を生じさせると共に、このMR現象に基づくサンプル
からの信号を小口径の受信コイルで受信し、この受信信
号を処理して前記サンプルのMR画像を得る。
そして、大口径の傾斜磁場コイルから小口径の傾斜磁場
コイルに切換えた場合、この小口径の傾斜磁場コイルは
大口径の傾斜磁場コイルと同一の電流で例示されるため
その磁界強度は相対的に大きくなり、これによりサンプ
ルに対する位置分解能が向上する。
コイルに切換えた場合、この小口径の傾斜磁場コイルは
大口径の傾斜磁場コイルと同一の電流で例示されるため
その磁界強度は相対的に大きくなり、これによりサンプ
ルに対する位置分解能が向上する。
また、受信コイルも小口径のものに切換えるものである
ため、小容積のサンプルからのレベルの低いMR信号を効
率良く受信することができる。
ため、小容積のサンプルからのレベルの低いMR信号を効
率良く受信することができる。
（実施例） 次に本発明の実施例を詳細に説明する。第１図は本実施
例装置の磁場発生手段及び受信手段の構成を示すもので
ある。
例装置の磁場発生手段及び受信手段の構成を示すもので
ある。
磁場発生手段は、第１図に示す静磁場H0を発生するため
の図示しない静磁場用磁石と、第５図に示すような被検
体Ｐに対して傾斜磁場を印加する円筒状で、かつ、大口
径の第１の傾斜磁場コイル11と、この第１の傾斜磁場コ
イル11の占有領域内に配置された一対の送信コイル12A,
12Bと、この送信コイル12A,12Bの占有領域内に着脱可能
に配置される小口径の円筒状に形成された第２の傾斜磁
場コイル13とを有して構成されている。
の図示しない静磁場用磁石と、第５図に示すような被検
体Ｐに対して傾斜磁場を印加する円筒状で、かつ、大口
径の第１の傾斜磁場コイル11と、この第１の傾斜磁場コ
イル11の占有領域内に配置された一対の送信コイル12A,
12Bと、この送信コイル12A,12Bの占有領域内に着脱可能
に配置される小口径の円筒状に形成された第２の傾斜磁
場コイル13とを有して構成されている。
前記受信手段は、前記送信コイル12A,12Bと略同程度の
口径を有するように形成された一対のコイル片14A,14B
からなる被検体Ｐ用の第１の受信コイル15と、前記第２
の傾斜磁場コイル13の占有領域内に着脱可能に配置され
る小口径の第２の受信コイル16とを有して構成されてい
る。
口径を有するように形成された一対のコイル片14A,14B
からなる被検体Ｐ用の第１の受信コイル15と、前記第２
の傾斜磁場コイル13の占有領域内に着脱可能に配置され
る小口径の第２の受信コイル16とを有して構成されてい
る。
そして、前記第1,第２の傾斜磁場コイル11,13は、第２
図に示すように切替スイッチ18を介して傾斜磁場電源17
に切替え接続されるようになっている。
図に示すように切替スイッチ18を介して傾斜磁場電源17
に切替え接続されるようになっている。
また、前記第1,第２の受信コイル15,16は、第３図に示
すように切替スイッチ19を介してこの装置に備えた信号
処理系のプリアンプ20に切替接続されるようになってい
る。
すように切替スイッチ19を介してこの装置に備えた信号
処理系のプリアンプ20に切替接続されるようになってい
る。
尚、第３図中、21,22はそれぞれ第1,第２の受信コイル1
5,16に並列接続した同調用コンデンサ,23A,23Bは第１の
受信コイル21と切替スイッチ19との間に接続したマッチ
ング用コンデンサ、24A,24Bは第２の受信コイル21と切
替スイッチ19との間に接続したマッチング用コンデンサ
である。
5,16に並列接続した同調用コンデンサ,23A,23Bは第１の
受信コイル21と切替スイッチ19との間に接続したマッチ
ング用コンデンサ、24A,24Bは第２の受信コイル21と切
替スイッチ19との間に接続したマッチング用コンデンサ
である。
次に上記構成の実施例装置の作用を説明する。
まず、被検体Ｐ自身の対象部位（心臓，肝臓等の内臓そ
の他任意の部位）のMR画像を得ようとする場合には、前
記切替スイッチ18により第１の傾斜磁場コイル11を傾斜
磁場電源17に接続する。また、前記切替スイッチ19によ
り第１の受信コイル15をマッチング用コンデンサ23A,23
Bを介してプリアンプ20に接続する。
の他任意の部位）のMR画像を得ようとする場合には、前
記切替スイッチ18により第１の傾斜磁場コイル11を傾斜
磁場電源17に接続する。また、前記切替スイッチ19によ
り第１の受信コイル15をマッチング用コンデンサ23A,23
Bを介してプリアンプ20に接続する。
この場合には第４図に示すように第２の傾斜磁場コイル
13及び第２の受信コイル16をこの装置に装着しないこと
はいうまでもない。
13及び第２の受信コイル16をこの装置に装着しないこと
はいうまでもない。
そして、被検体Ｐに対し既述した第５図に示す場合と同
様な配置状態の下に同様な手順を実行し、被検体Ｐの対
象部位のMR画像を求める。
様な配置状態の下に同様な手順を実行し、被検体Ｐの対
象部位のMR画像を求める。
次に、被検体Ｐから抽出した小容積のサンプルP1のMR画
像を求める場合には、第１図に示すように磁場発生手段
に第２の傾斜磁場コイル13を装着しこの第２の傾斜磁場
コイル13を切替スイッチ18の切替えにより傾斜磁場電源
17に接続すると共に、受信手段に第２の受信コイル16を
装着しこの第２の受信コイル16を切替スイッチ19の切替
によりプリアンプ20に接続する。このとき、第１の傾斜
磁場コイル11及び第１の受信コイル16はそれぞれ切替ス
イッチ18,19の切替操作により開放されるため、これら
両コイル11,16による磁気的な影響が生じることはな
い。
像を求める場合には、第１図に示すように磁場発生手段
に第２の傾斜磁場コイル13を装着しこの第２の傾斜磁場
コイル13を切替スイッチ18の切替えにより傾斜磁場電源
17に接続すると共に、受信手段に第２の受信コイル16を
装着しこの第２の受信コイル16を切替スイッチ19の切替
によりプリアンプ20に接続する。このとき、第１の傾斜
磁場コイル11及び第１の受信コイル16はそれぞれ切替ス
イッチ18,19の切替操作により開放されるため、これら
両コイル11,16による磁気的な影響が生じることはな
い。
そして、この状態で小容積のサンプルP1を第２の受信コ
イル16近接に配置し、このサンプルP1に対して静磁場H0
を印加すると共に第２の傾斜磁場コイル13による傾斜磁
場の印加と前記送信コイル12A,12BによるRFパルスの印
加を行う。このときの第２の傾斜磁場コイル13による傾
斜磁場の強度は、この第２の傾斜磁場コイル13が第１の
傾斜磁場コイル11よりも小口径であることから傾斜磁場
電源17の電源条件を不変に保てば、大口径の傾斜磁場コ
イル11の場合よりも大きくなる。
イル16近接に配置し、このサンプルP1に対して静磁場H0
を印加すると共に第２の傾斜磁場コイル13による傾斜磁
場の印加と前記送信コイル12A,12BによるRFパルスの印
加を行う。このときの第２の傾斜磁場コイル13による傾
斜磁場の強度は、この第２の傾斜磁場コイル13が第１の
傾斜磁場コイル11よりも小口径であることから傾斜磁場
電源17の電源条件を不変に保てば、大口径の傾斜磁場コ
イル11の場合よりも大きくなる。
このようにして小口径の傾斜磁場コイル13を含む磁場発
生手段により励起されるサンプルP1にはMR現象が生じ、
このMR現象に基づくMR信号は小口径の第２の受信コイル
16により効率良く受信され、さらにプリアンプ20を含む
信号処理系で受信信号が処理されてサンプルP1のMR画像
を得ることができる。この場合に、第２の傾斜磁場コイ
ル13から大きな強度の傾斜磁場をサンプルP1に印加して
そのMR画像を求めるものであるから、このMR画像の位置
分解能を既述した（１），（２）式に示す如く大口径の
第１の傾斜磁場コイル11を用いる場合よりも相対的に向
上させることができる。
生手段により励起されるサンプルP1にはMR現象が生じ、
このMR現象に基づくMR信号は小口径の第２の受信コイル
16により効率良く受信され、さらにプリアンプ20を含む
信号処理系で受信信号が処理されてサンプルP1のMR画像
を得ることができる。この場合に、第２の傾斜磁場コイ
ル13から大きな強度の傾斜磁場をサンプルP1に印加して
そのMR画像を求めるものであるから、このMR画像の位置
分解能を既述した（１），（２）式に示す如く大口径の
第１の傾斜磁場コイル11を用いる場合よりも相対的に向
上させることができる。
また、小口径の第２の傾斜磁場コイル13を用いることか
ら、静磁場H0中においてこの第２の傾斜磁場コイル13に
作用する電磁力も小さく、したがって、この第２の傾斜
磁場コイル13の磁場発生手段に対する固定機構（コネク
タ等）の簡略化を図ることも可能である。
ら、静磁場H0中においてこの第２の傾斜磁場コイル13に
作用する電磁力も小さく、したがって、この第２の傾斜
磁場コイル13の磁場発生手段に対する固定機構（コネク
タ等）の簡略化を図ることも可能である。
本発明は上述した実施例に限定されるものではなく、そ
の要旨の範囲内で種々の変形が可能である。例えば、上
述した実施例では大小２つの傾斜磁場コイル，受信コイ
ルを用いた２段構成の場合について説明したが、これに
限らずさらに３段,4段等の多段にしても実施できる。
の要旨の範囲内で種々の変形が可能である。例えば、上
述した実施例では大小２つの傾斜磁場コイル，受信コイ
ルを用いた２段構成の場合について説明したが、これに
限らずさらに３段,4段等の多段にしても実施できる。
［発明の効果］ 以上詳述した本発明によれば、被検体の対象部位の大き
さに応じてこの対象部位に印加する傾斜磁場強度を調整
し最適のものにすることができるので、MR画像の位置分
解能の向上に寄与できる磁気共鳴イメージング装置を提
供することができる。
さに応じてこの対象部位に印加する傾斜磁場強度を調整
し最適のものにすることができるので、MR画像の位置分
解能の向上に寄与できる磁気共鳴イメージング装置を提
供することができる。
【図面の簡単な説明】 第１図は本発明の実施例における磁場発生手段及び受信
手段の構成を示す概略斜視図、第２図は同上の第1,第２
の傾斜磁場コイルと傾斜磁場電源との接続状態を示す回
路図、第３図は同上の第1,第２の受信コイルとプリアプ
との接続状態を示す回路図、第４図は同上の大口径の傾
斜磁場コイル及び大口径の受信コイルのみを用いた状態
を示す概略斜視図、第５図はMRイメージング装置の基本
的構成を示す説明図、第６図はMR現象によりMR画像を得
る原理説明図である。 11……第１の傾斜磁場コイル、 13……第２の傾斜磁場コイル、 15……第１の受信コイル、 16……第２の受信コイル、Ｐ……被検体、 P1……サンプル。
手段の構成を示す概略斜視図、第２図は同上の第1,第２
の傾斜磁場コイルと傾斜磁場電源との接続状態を示す回
路図、第３図は同上の第1,第２の受信コイルとプリアプ
との接続状態を示す回路図、第４図は同上の大口径の傾
斜磁場コイル及び大口径の受信コイルのみを用いた状態
を示す概略斜視図、第５図はMRイメージング装置の基本
的構成を示す説明図、第６図はMR現象によりMR画像を得
る原理説明図である。 11……第１の傾斜磁場コイル、 13……第２の傾斜磁場コイル、 15……第１の受信コイル、 16……第２の受信コイル、Ｐ……被検体、 P1……サンプル。
Claims (4)
- 【請求項１】被検体の対象部位を励起し磁気共鳴現象を
生じさせる磁場発生手段と前記磁気共鳴現象に基づく信
号を受信する受信手段を有し、この受信信号を基に被検
体の対象部位の磁気共鳴画像を得る磁気共鳴イメージン
グ装置において、前記磁場発生手段は口径の異なる切替
可能な複数の傾斜磁場コイルを有することを特徴とする
磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項２】前記受信手段は、大きさの異なる切替可能
な複数の受信コイルを有することを特徴とする特許請求
の範囲第１項記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項３】前記傾斜磁場コイルは、被検体用の傾斜磁
場コイルと被検体から抽出したサンプル用の傾斜磁場コ
イルとの２段構成である特許請求の範囲第１項記載の磁
気共鳴イメージング装置。 - 【請求項４】前記受信コイルは、前記被検体用の受信コ
イルと被検体から抽出したサンプル用の受信コイルとの
２段構成である特許請求の範囲第２項記載の磁気共鳴イ
メージング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61101022A JPH0790020B2 (ja) | 1986-05-02 | 1986-05-02 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61101022A JPH0790020B2 (ja) | 1986-05-02 | 1986-05-02 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62258647A JPS62258647A (ja) | 1987-11-11 |
| JPH0790020B2 true JPH0790020B2 (ja) | 1995-10-04 |
Family
ID=14289572
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61101022A Expired - Lifetime JPH0790020B2 (ja) | 1986-05-02 | 1986-05-02 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0790020B2 (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2816157B2 (ja) * | 1988-09-19 | 1998-10-27 | 株式会社日立製作所 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
| US6900638B1 (en) * | 2000-03-31 | 2005-05-31 | Ge Medical Technology Services, Inc. | Switching device to linearly conduct a current between a gradient amplifier and a gradient coil assembly of an MRI system |
-
1986
- 1986-05-02 JP JP61101022A patent/JPH0790020B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS62258647A (ja) | 1987-11-11 |
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