JPH0261252B2 - - Google Patents
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- JPH0261252B2 JPH0261252B2 JP58107444A JP10744483A JPH0261252B2 JP H0261252 B2 JPH0261252 B2 JP H0261252B2 JP 58107444 A JP58107444 A JP 58107444A JP 10744483 A JP10744483 A JP 10744483A JP H0261252 B2 JPH0261252 B2 JP H0261252B2
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- Japan
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- coil
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- magnetic field
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- nmr
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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
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
- G01R33/3678—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver involving quadrature drive or detection, e.g. a circularly polarized RF magnetic field
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
- G01R33/341—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils
- G01R33/3415—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils comprising arrays of sub-coils, i.e. phased-array coils with flexible receiver channels
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- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、核磁気共鳴（Nuclear Magnetic
Resonance；以下これをNMRと呼ぶ）現象を利
用して、被検体内における特定原子核分布等を被
検体外部より知るようにしたNMRイメージング
装置におけるNMR信号（FID；Free Induction
Decay）を検出するRFコイル装置に関する。
Resonance；以下これをNMRと呼ぶ）現象を利
用して、被検体内における特定原子核分布等を被
検体外部より知るようにしたNMRイメージング
装置におけるNMR信号（FID；Free Induction
Decay）を検出するRFコイル装置に関する。
NMR手法を用いて特定原子核に注目した被検
体の断層像を得るNMRイメージング装置は従来
から知られている。このNMRイメージング装置
の原理の概要をまず簡単に説明する。
体の断層像を得るNMRイメージング装置は従来
から知られている。このNMRイメージング装置
の原理の概要をまず簡単に説明する。
水素等の特定の物質に対し、ｚ軸方向の静磁場
H0を印加すると、その原子核はｚ軸のまわりを
次式で示すような角速度ωで歳差運動する。
H0を印加すると、その原子核はｚ軸のまわりを
次式で示すような角速度ωで歳差運動する。
ω＝γH0（ラーモア角速度）
但し、γ：磁気回転比
この状態の系に角速度ωに対応する周波数の電
磁波（通常ラジオ波：RF信号）を印加すると共
鳴がおこり、原子核はスピン量子数によつて定ま
つたエネルギー準位の高い方のエネルギー準位に
遷移する。核スピン角運動量を持つ原子核が数種
類混在していても、各原子核によつて磁気回転比
γが異なるため、共鳴する周波数が異なり、従つ
て特定の原子核の共鳴のみを取り出すことが可能
である。又、その共鳴の強さを測定すれば、原子
核の存在量も知ることができる。又、共鳴後、緩
和時間と呼ばれる時定数で定まる時間の間に、高
い準位へ励起された原子核は低い準位へ戻る。こ
の緩和時間の内、特にT1と呼ばれるスピン−格
子間緩和時間は、各化合物の結合の仕方に依存し
ている時定数であり、正常組織と悪性腫瘍とで
は、値が大きく異なることが知られている。
磁波（通常ラジオ波：RF信号）を印加すると共
鳴がおこり、原子核はスピン量子数によつて定ま
つたエネルギー準位の高い方のエネルギー準位に
遷移する。核スピン角運動量を持つ原子核が数種
類混在していても、各原子核によつて磁気回転比
γが異なるため、共鳴する周波数が異なり、従つ
て特定の原子核の共鳴のみを取り出すことが可能
である。又、その共鳴の強さを測定すれば、原子
核の存在量も知ることができる。又、共鳴後、緩
和時間と呼ばれる時定数で定まる時間の間に、高
い準位へ励起された原子核は低い準位へ戻る。こ
の緩和時間の内、特にT1と呼ばれるスピン−格
子間緩和時間は、各化合物の結合の仕方に依存し
ている時定数であり、正常組織と悪性腫瘍とで
は、値が大きく異なることが知られている。
そこで、このNMRを利用し、Ｘ線CTと同様
な原理で、被検体の仮想輪切り部分のプロトンを
励起し、各プロジエクシヨンの対応するNMR信
号を、被検体の数多くの方向について求め、被検
体の各位置におけるNMR信号強度を再構成法に
よつて求めれば、特定原子核に着目した被検体の
断層像を得ることができる。
な原理で、被検体の仮想輪切り部分のプロトンを
励起し、各プロジエクシヨンの対応するNMR信
号を、被検体の数多くの方向について求め、被検
体の各位置におけるNMR信号強度を再構成法に
よつて求めれば、特定原子核に着目した被検体の
断層像を得ることができる。
第１図はこのような従来装置における検査手法
の一例を説明するための波形図である。被検体
に、はじめに第１図ロに示すようにｚ勾配磁場
Gz+と、イ示すように細い周波数スペクトルｆの
RFパルス（90゜パルス）を印加する。この場合、
ラーモア角速度ω＝γ（H0＋ΔGz）となる面だけ
のプロトンが励起され、磁化Ｍを第２図イに示す
ようなωで回転する回転座標系上に示せば、y′軸
方向に90゜向きを変えたものとなる。続いて、第
１図ハ，ニに示すようにｘ勾配磁場Gxとｙ勾配
磁場Gyを加え、これによつて２次元勾配磁場を
作り、ホに示すようなNMR信号を検出する。こ
こで、磁化Ｍは第２図ロに示すように、磁場の不
均一性によつて、x′，y′面内で矢印方向に次第に
分散していくので、やがてNMR信号は減少し、
第１図ホに示すようにτ時間経過して無くなる。
このようにして得られたNMR信号をフーリエ変
換すれば、ｘ勾配磁場Gx，ｙ勾配磁場Gyにより
合成された勾配磁場と直角方向のプロジエクシヨ
ンとなる。
の一例を説明するための波形図である。被検体
に、はじめに第１図ロに示すようにｚ勾配磁場
Gz+と、イ示すように細い周波数スペクトルｆの
RFパルス（90゜パルス）を印加する。この場合、
ラーモア角速度ω＝γ（H0＋ΔGz）となる面だけ
のプロトンが励起され、磁化Ｍを第２図イに示す
ようなωで回転する回転座標系上に示せば、y′軸
方向に90゜向きを変えたものとなる。続いて、第
１図ハ，ニに示すようにｘ勾配磁場Gxとｙ勾配
磁場Gyを加え、これによつて２次元勾配磁場を
作り、ホに示すようなNMR信号を検出する。こ
こで、磁化Ｍは第２図ロに示すように、磁場の不
均一性によつて、x′，y′面内で矢印方向に次第に
分散していくので、やがてNMR信号は減少し、
第１図ホに示すようにτ時間経過して無くなる。
このようにして得られたNMR信号をフーリエ変
換すれば、ｘ勾配磁場Gx，ｙ勾配磁場Gyにより
合成された勾配磁場と直角方向のプロジエクシヨ
ンとなる。
以下、同じようにして、所定の時間τ′だけ待つ
て、次のシーケンスを繰り返す。各シーケンスに
おいては、Gx，Gyを少しずつ変える。これによ
つて、各プロジエクシヨンに対応するNMR信号
を被検体の数多くの方向について求めることがで
きる。
て、次のシーケンスを繰り返す。各シーケンスに
おいては、Gx，Gyを少しずつ変える。これによ
つて、各プロジエクシヨンに対応するNMR信号
を被検体の数多くの方向について求めることがで
きる。
この場合の磁場用コイル部分は、第３図のよう
に構成されている。即ち、被検体がその中に設置
される円筒１の周囲に、一様な静磁場H0（ｚ方
向）を与える静磁場用コイル２、ｚ勾配磁場
Gz+、Gz-を発生させるためのｚ勾配磁場用コイ
ルとｙ勾配磁場用コイル及びｘ勾配磁場用コイル
よりなる勾配磁場用コイル３、被検体に細い周波
数スペクトルｆのRFパルスを電磁場として与え
る励磁コイル４、被検体からのNMR信号を検出
するための検出コイル５がそれぞれ設置されてい
る。
に構成されている。即ち、被検体がその中に設置
される円筒１の周囲に、一様な静磁場H0（ｚ方
向）を与える静磁場用コイル２、ｚ勾配磁場
Gz+、Gz-を発生させるためのｚ勾配磁場用コイ
ルとｙ勾配磁場用コイル及びｘ勾配磁場用コイル
よりなる勾配磁場用コイル３、被検体に細い周波
数スペクトルｆのRFパルスを電磁場として与え
る励磁コイル４、被検体からのNMR信号を検出
するための検出コイル５がそれぞれ設置されてい
る。
ところで、このような従来の装置において、静
磁場H0の均一度や、勾配磁場等の摂動成分の精
度は良いとしても、検出コイル５のRFコイルは
いかにも大き過ぎるという問題がある。３〜5M
Hz（800G〜1.2KGで）に共振するとしても、約
0.7〜1.0ｍφの径で数回巻となり、その線材とし
ても太い銅の帯又はパイプ状の線材を用いて形成
される。およそコイルというものはその囲む空間
に磁気エネルギーが入つたときのエネルギー密度
は小となる。従つて、スピンとの間のエネルギー
のやりとりは、大寸法のコイル程大まかになり、
検出感度が鈍くなる。ただ、大寸法のものではそ
の分Q0を高くとることができるので、実際には
検出感度の低下は小量に抑えることはできる。し
かし、何としても、大寸法の検出コイルは製造す
るにも設置するにも大変不便で厄介である。
磁場H0の均一度や、勾配磁場等の摂動成分の精
度は良いとしても、検出コイル５のRFコイルは
いかにも大き過ぎるという問題がある。３〜5M
Hz（800G〜1.2KGで）に共振するとしても、約
0.7〜1.0ｍφの径で数回巻となり、その線材とし
ても太い銅の帯又はパイプ状の線材を用いて形成
される。およそコイルというものはその囲む空間
に磁気エネルギーが入つたときのエネルギー密度
は小となる。従つて、スピンとの間のエネルギー
のやりとりは、大寸法のコイル程大まかになり、
検出感度が鈍くなる。ただ、大寸法のものではそ
の分Q0を高くとることができるので、実際には
検出感度の低下は小量に抑えることはできる。し
かし、何としても、大寸法の検出コイルは製造す
るにも設置するにも大変不便で厄介である。
本発明は、このような点に鑑みてなされたもの
で、その目的は、大寸法の検出コイルを避け、信
号捕捉効率が良く、Ｓ／Ｎの向上も図り得るよう
なNMRイメージング装置におけるRFコイル装
置を提供することにある。
で、その目的は、大寸法の検出コイルを避け、信
号捕捉効率が良く、Ｓ／Ｎの向上も図り得るよう
なNMRイメージング装置におけるRFコイル装
置を提供することにある。
この目的を達成する本発明は、同じ共鳴周波数
の核種についての信号を検出する多数の検出コイ
ルを、被検体の周辺に被検体を囲むように環状に
並べ、その各々に受信増幅器を接続し、該受信増
幅器の出力をすべて一様に又は必要に応じて一部
のみを用いて１つの信号に合成しつつ被検体の磁
気応答を受信するように構成したことを特徴とす
るものである。
の核種についての信号を検出する多数の検出コイ
ルを、被検体の周辺に被検体を囲むように環状に
並べ、その各々に受信増幅器を接続し、該受信増
幅器の出力をすべて一様に又は必要に応じて一部
のみを用いて１つの信号に合成しつつ被検体の磁
気応答を受信するように構成したことを特徴とす
るものである。
以下、図面を参照し本発明を詳細に説明する。
第４図は本発明の一実施例を示す模式的構成図
である。図において、H0の摂動用コイルは省略
してあるが、被検体のサンプルスライス４１（そ
の厚みは選択励起により決まる）に対し、H0を
水平方向、RF磁場Hrfを垂直方向とする。この
ような状態において、同じ共鳴周波数の核種につ
いての信号を検出する小形の多数の検出コイル４
２を被検体の周辺に被検体を囲むように環状に並
べ、その出力は、それぞれ受信増幅器４３を介し
て取り出され、その出力はすべて一様に若しくは
選択的に利用するようになつている。各検出コイ
ル４２は、被検体スライス４１の近傍に配置され
ており、それぞれスライス４１の浅い部位と結合
をもつので、各々は特定の励起は大きな励起用コ
イル４４で行つてもよいが、この検出コイル４２
で行うようにしてもよい。
である。図において、H0の摂動用コイルは省略
してあるが、被検体のサンプルスライス４１（そ
の厚みは選択励起により決まる）に対し、H0を
水平方向、RF磁場Hrfを垂直方向とする。この
ような状態において、同じ共鳴周波数の核種につ
いての信号を検出する小形の多数の検出コイル４
２を被検体の周辺に被検体を囲むように環状に並
べ、その出力は、それぞれ受信増幅器４３を介し
て取り出され、その出力はすべて一様に若しくは
選択的に利用するようになつている。各検出コイ
ル４２は、被検体スライス４１の近傍に配置され
ており、それぞれスライス４１の浅い部位と結合
をもつので、各々は特定の励起は大きな励起用コ
イル４４で行つてもよいが、この検出コイル４２
で行うようにしてもよい。
第５図は他の実施例図である。この場合H0は
垂直方向、HrfはH0の軸を中心とした放射状の向
きに被検体スライス４１に印加される。FID信号
はH0と垂直なあらゆる方角から観測できるため、
励起はどの方向から行つても受信可能である。但
し、90゜パルスのみの励起では死角が生ずるため、
90゜パルスと180゜パルスを適宜併用するか、若し
くは、90゜のみでイメージングする場合には図の
如く直交する２組の励起専用のコイル５１ａ，５
１ｂと５２ａ，５２ｂを配置し適宜に使い分け
る。本図の場合も個々の検出コイル５３は直下の
スライス浅部とより強く結合するから、ある特定
の部位の精密なイメージングを行うのに適してい
る。尚、各検出コイル５３の出力は受信増幅器５
４を介した後、すべてを一様に或いは任意の数個
所ずつを選択的に利用するようにしてよい。選択
的に利用する場合は、重み付け係数器５５によつ
て各出力に与えられる重みを可変することにより
行われる。すべてを一様に利用する場合は重み付
け係数器５５の各重みを等しくしておけばよい。
重み付け係数器５５の出力はすべて一様に加算ア
ンプ５６で加算し１本の信号として出力される。
垂直方向、HrfはH0の軸を中心とした放射状の向
きに被検体スライス４１に印加される。FID信号
はH0と垂直なあらゆる方角から観測できるため、
励起はどの方向から行つても受信可能である。但
し、90゜パルスのみの励起では死角が生ずるため、
90゜パルスと180゜パルスを適宜併用するか、若し
くは、90゜のみでイメージングする場合には図の
如く直交する２組の励起専用のコイル５１ａ，５
１ｂと５２ａ，５２ｂを配置し適宜に使い分け
る。本図の場合も個々の検出コイル５３は直下の
スライス浅部とより強く結合するから、ある特定
の部位の精密なイメージングを行うのに適してい
る。尚、各検出コイル５３の出力は受信増幅器５
４を介した後、すべてを一様に或いは任意の数個
所ずつを選択的に利用するようにしてよい。選択
的に利用する場合は、重み付け係数器５５によつ
て各出力に与えられる重みを可変することにより
行われる。すべてを一様に利用する場合は重み付
け係数器５５の各重みを等しくしておけばよい。
重み付け係数器５５の出力はすべて一様に加算ア
ンプ５６で加算し１本の信号として出力される。
このように加算することは、適切な位相整合を
確保する必要を生ずる。そして適切な位相整合が
確保されれば、全体としての検出におけるノイズ
フイギユアの向上につながる。有感領域の寸法
（体積）が従来のものと比べて著しく小さく（約
１／１０以下）なつていること自体からもＳ／Ｎの向
上につながつていることが分る。
確保する必要を生ずる。そして適切な位相整合が
確保されれば、全体としての検出におけるノイズ
フイギユアの向上につながる。有感領域の寸法
（体積）が従来のものと比べて著しく小さく（約
１／１０以下）なつていること自体からもＳ／Ｎの向
上につながつていることが分る。
このようにして得たFID信号の利用方法乃至イ
メージング再構成の方法は従来と同様である。
メージング再構成の方法は従来と同様である。
尚、第５図においては各検出コイルは固定配置
の場合を示しているが、第６図に示すように各検
出コイルをプローブコイルとして図示の径方向に
エアシリンダー等のプランジヤ６１を用いて移動
自在に構成し、被検体表面に各検出コイルを押し
当てるようにすることもできる。このような構成
によれば、被検体の太細、形状の制約を余り受け
ることなく体表面直下を、よくイメージングする
ことができる。又、被検体搭載台６２の上にもプ
ローブコイルを配設するようにしてもよい。
の場合を示しているが、第６図に示すように各検
出コイルをプローブコイルとして図示の径方向に
エアシリンダー等のプランジヤ６１を用いて移動
自在に構成し、被検体表面に各検出コイルを押し
当てるようにすることもできる。このような構成
によれば、被検体の太細、形状の制約を余り受け
ることなく体表面直下を、よくイメージングする
ことができる。又、被検体搭載台６２の上にもプ
ローブコイルを配設するようにしてもよい。
以上説明したように、同じ共鳴周波数の核種に
ついての信号を検出する多数の検出コイルを、被
検体の周辺に被検体を囲むように環状に並べた本
発明によれば、大寸法の検出コイルを用いなくて
もよく、従来のような大寸法の検出コイルを用い
た場合に比べて、検出コイルの製造や設置が容易
であることは勿論のこと、多数の検出コイルがそ
れぞれ局所毎に感度を確保しつつ観察するので、
検出コイル全体としては、広範囲にわたつて同じ
共鳴周波数の核種を観察することになり、信号捕
捉効率がよく、Ｓ／Ｎの向上も図り得るNMRイ
メージング装置のRFコイル装置を実現すること
ができる。
ついての信号を検出する多数の検出コイルを、被
検体の周辺に被検体を囲むように環状に並べた本
発明によれば、大寸法の検出コイルを用いなくて
もよく、従来のような大寸法の検出コイルを用い
た場合に比べて、検出コイルの製造や設置が容易
であることは勿論のこと、多数の検出コイルがそ
れぞれ局所毎に感度を確保しつつ観察するので、
検出コイル全体としては、広範囲にわたつて同じ
共鳴周波数の核種を観察することになり、信号捕
捉効率がよく、Ｓ／Ｎの向上も図り得るNMRイ
メージング装置のRFコイル装置を実現すること
ができる。
第１図は従来のNMR装置における検査手法の
一例を説明するための波形図、第２図は第１図の
手法による磁化Ｍの方向を説明するための図、第
３図は従来装置における磁場用コイル部分の構成
図、第４図は本発明の一実施例を示す構成図、第
５図及び第６図は本発明の他の実施例を示す構成
図である。 １……円筒、２……静磁場用コイル、３……勾
配磁場用コイル、４……励磁コイル、５，４２，
５３……検出コイル。
一例を説明するための波形図、第２図は第１図の
手法による磁化Ｍの方向を説明するための図、第
３図は従来装置における磁場用コイル部分の構成
図、第４図は本発明の一実施例を示す構成図、第
５図及び第６図は本発明の他の実施例を示す構成
図である。 １……円筒、２……静磁場用コイル、３……勾
配磁場用コイル、４……励磁コイル、５，４２，
５３……検出コイル。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 同じ共鳴周波数の核種についての信号を検出
する多数の検出コイルを、被検体の周辺に被検体
を囲むように環状に並べ、その各々に受信増幅器
を接続し、該受信増幅器の出力をすべて一様に又
は必要に応じて一部のみを用いて１つの信号に合
成しつつ被検体の磁気応答を受信するように構成
したことを特徴とする核磁気共鳴イメージング装
置におけるRFコイル装置。 ２ 前記検出コイルは、被検体の励起をも行い得
るようにしたことを特徴とする特許請求の範囲第
１項記載の核磁気共鳴イメージング装置における
RFコイル装置。 ３ 前記検出コイルは、移動自在に構成され、被
検体表面に当接又は至近距離に移動して配置させ
ることができるように構成したことを特徴とする
特許請求の範囲第１項記載の核磁気共鳴イメージ
ング装置におけるRFコイル装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58107444A JPS60376A (ja) | 1983-06-15 | 1983-06-15 | 核磁気共鳴イメ−ジング装置におけるｒｆコイル装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58107444A JPS60376A (ja) | 1983-06-15 | 1983-06-15 | 核磁気共鳴イメ−ジング装置におけるｒｆコイル装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS60376A JPS60376A (ja) | 1985-01-05 |
| JPH0261252B2 true JPH0261252B2 (ja) | 1990-12-19 |
Family
ID=14459301
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58107444A Granted JPS60376A (ja) | 1983-06-15 | 1983-06-15 | 核磁気共鳴イメ−ジング装置におけるｒｆコイル装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS60376A (ja) |
Families Citing this family (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0616758B2 (ja) * | 1984-10-15 | 1994-03-09 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
| JPS63503118A (ja) * | 1986-04-21 | 1988-11-17 | ザ ボード オブ トラスティーズ オブ ザ リーランド スタンフォード ジュニア ユニバーシティ | 限定された領域からの核磁気信号を分離する装置 |
| JPS6321049A (ja) * | 1986-07-15 | 1988-01-28 | 工業技術院長 | 核磁気共鳴現象を用いた脳機能計測装置 |
| NL8602821A (nl) * | 1986-11-07 | 1988-06-01 | Philips Nv | Werkwijze en inrichting voor het bepalen van gecorrigeerd mri oppervlaktespoelbeeld. |
| JPS63203147A (ja) * | 1987-02-20 | 1988-08-23 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
| JPS6417636A (en) * | 1987-07-14 | 1989-01-20 | Hitachi Medical Corp | Nuclear magnetic resonance imaging apparatus |
| JPH01207044A (ja) * | 1988-02-15 | 1989-08-21 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 核磁気共鳴画像診断装置の受信装置 |
| JPH022911A (ja) * | 1988-06-17 | 1990-01-08 | Otsuka Denshi Kk | 生体組織のｎｍｒ測定方法および測定装置 |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5945097B2 (ja) * | 1977-02-08 | 1984-11-02 | 日本電子株式会社 | 核磁気共鳴装置の高周波回路 |
| FR2475282B1 (fr) * | 1980-02-05 | 1985-10-04 | Radiologie Cie Gle | Systeme de bobines electromagnetiques pour l'examen de corps volumineux par resonance magnetique nucleaire, et appareil d'imagerie du corps humain utilisant un tel systeme |
-
1983
- 1983-06-15 JP JP58107444A patent/JPS60376A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS60376A (ja) | 1985-01-05 |
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