JPH056457B2 - - Google Patents
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- JPH056457B2 JPH056457B2 JP61014561A JP1456186A JPH056457B2 JP H056457 B2 JPH056457 B2 JP H056457B2 JP 61014561 A JP61014561 A JP 61014561A JP 1456186 A JP1456186 A JP 1456186A JP H056457 B2 JPH056457 B2 JP H056457B2
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Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
［発明の技術分野］
本発明は磁気共鳴（MR：Magnetic
Resonance〜以下「MR」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いわゆるコンピユータ断
層法（CT：Computed Tomography）により
CT像（Computed Tomogram）として画像化
（Imaging）するMRI装置などと呼ばれる磁気共
鳴イメージング装置に関するものである。
Resonance〜以下「MR」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いわゆるコンピユータ断
層法（CT：Computed Tomography）により
CT像（Computed Tomogram）として画像化
（Imaging）するMRI装置などと呼ばれる磁気共
鳴イメージング装置に関するものである。
［発明の技術的背景］
例えば診断用MRI装置では、被検体の特定位
置における断層像を得るために、第８図に示すよ
うに被検体Ｐに対して図示Ｚ軸方向に沿う非常に
均一な静磁場H0を作用させ、さらに一対の傾斜
磁場コイル１Ａ，１Ｂにより上記静磁場H0に線
型磁場勾配Gzを付加する。静磁場H0に対して特
定原子核は次式で示される角周波数ω0で共鳴す
る。
置における断層像を得るために、第８図に示すよ
うに被検体Ｐに対して図示Ｚ軸方向に沿う非常に
均一な静磁場H0を作用させ、さらに一対の傾斜
磁場コイル１Ａ，１Ｂにより上記静磁場H0に線
型磁場勾配Gzを付加する。静磁場H0に対して特
定原子核は次式で示される角周波数ω0で共鳴す
る。
ω0＝γH0 ……(1)
この(1)式においてγは磁気回転比であり、原子
核の種類に固有のものである。そこでさらに、特
定の原子核のみ共鳴させる角周波数ω0の回転磁
場H1をプローブヘツド内に設けられた一対の送
信コイル２Ａ，２Ｂを介して被検体Ｐに作用させ
る。このようにすると、上記線型磁場勾配Gzに
よりＺ軸方向について選択設定される図示ｘ−ｙ
平面部分についてのみ選択的に作用し、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
が現実にはある厚みを持つ）のみにMR現象が生
ずる。このMR現象は上記プローブヘツド内に設
けられた一対の受信コイル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
定原子核スピンの回転周波数について単一のスペ
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、スラ
イス部分Ｓを励起してMR現象を生じさせた後、
第９図に示すように磁場H0にx′軸方向（ｘ軸よ
り角度θ回転した座標系）に直線的な傾斜を持つ
線型磁場勾配Gxyを（図示していないコイル等に
より）作用させると、被検体Ｐのスライス部分Ｓ
における等磁場線Ｅは直線となり、この等磁場線
Ｅ上の特定原子核スピンの回転周波数は上記(1)式
であらわされる。ここで説明の便宜上等磁場線Ｅ
をE1〜Eoとし、これら各等磁場線E1〜Eo上の磁
場により一種のFID信号である信号D1〜Doをそ
れぞれ生ずると考える。信号D1〜Doの振幅はそ
れぞれスライス部分Ｓを貫く等磁場線E1〜Eo上
の特定原子各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FID信号は信号D1〜
Doをすべて加え合わせた合成FID信号となる。そ
こで、この合成FID信号をフーリエ変換すること
によつて、スライス部分Ｓのx′軸への投影情報
（一次元像）PDを得る。このx′軸をｘ−ｙ平面内
で回転させ（この磁場勾配Gxyの回転は例えば２
対の傾斜磁場コイルにるｘ、ｙ方向についての磁
場勾配Gx，Gyの合成磁場として磁場勾配Gxyを
作り、上記磁場勾配Gx、Gyの合成比を変化させ
ることによつて行う）ることによるり、上述と同
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。
核の種類に固有のものである。そこでさらに、特
定の原子核のみ共鳴させる角周波数ω0の回転磁
場H1をプローブヘツド内に設けられた一対の送
信コイル２Ａ，２Ｂを介して被検体Ｐに作用させ
る。このようにすると、上記線型磁場勾配Gzに
よりＺ軸方向について選択設定される図示ｘ−ｙ
平面部分についてのみ選択的に作用し、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
が現実にはある厚みを持つ）のみにMR現象が生
ずる。このMR現象は上記プローブヘツド内に設
けられた一対の受信コイル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
定原子核スピンの回転周波数について単一のスペ
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、スラ
イス部分Ｓを励起してMR現象を生じさせた後、
第９図に示すように磁場H0にx′軸方向（ｘ軸よ
り角度θ回転した座標系）に直線的な傾斜を持つ
線型磁場勾配Gxyを（図示していないコイル等に
より）作用させると、被検体Ｐのスライス部分Ｓ
における等磁場線Ｅは直線となり、この等磁場線
Ｅ上の特定原子核スピンの回転周波数は上記(1)式
であらわされる。ここで説明の便宜上等磁場線Ｅ
をE1〜Eoとし、これら各等磁場線E1〜Eo上の磁
場により一種のFID信号である信号D1〜Doをそ
れぞれ生ずると考える。信号D1〜Doの振幅はそ
れぞれスライス部分Ｓを貫く等磁場線E1〜Eo上
の特定原子各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FID信号は信号D1〜
Doをすべて加え合わせた合成FID信号となる。そ
こで、この合成FID信号をフーリエ変換すること
によつて、スライス部分Ｓのx′軸への投影情報
（一次元像）PDを得る。このx′軸をｘ−ｙ平面内
で回転させ（この磁場勾配Gxyの回転は例えば２
対の傾斜磁場コイルにるｘ、ｙ方向についての磁
場勾配Gx，Gyの合成磁場として磁場勾配Gxyを
作り、上記磁場勾配Gx、Gyの合成比を変化させ
ることによつて行う）ることによるり、上述と同
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。
［背景技術の問題点］
ところで、この種のMR影像装置においてプロ
ーブヘツドは、静磁場、傾斜磁場発生用のコイル
の内部に配置され、一種のコイル（送受コイルに
相当する）が被検体の周囲を取囲んでいる。そし
て、プローブヘツドは、MR現象を生じさせる高
周波電磁波を作ること及び微弱なMR信号を検出
するために、被検体にできるだけ密着させた方が
効率が良いので、通常、全身用と頭部用とが用意
され、診断部位に応じてそれぞれ使いわけられ
る。
ーブヘツドは、静磁場、傾斜磁場発生用のコイル
の内部に配置され、一種のコイル（送受コイルに
相当する）が被検体の周囲を取囲んでいる。そし
て、プローブヘツドは、MR現象を生じさせる高
周波電磁波を作ること及び微弱なMR信号を検出
するために、被検体にできるだけ密着させた方が
効率が良いので、通常、全身用と頭部用とが用意
され、診断部位に応じてそれぞれ使いわけられ
る。
例えば、全身用のプローブヘツドは、第１０図
の符号４に示すように、円筒形状を成しており、
第１１図に示すように、被検体Ｐの腹部及び胸部
がプローブヘツド４の内部に配置される。
の符号４に示すように、円筒形状を成しており、
第１１図に示すように、被検体Ｐの腹部及び胸部
がプローブヘツド４の内部に配置される。
しかしながら、上記の場合、診断に際し、寝台
に横になつた被検体Ｐと、上記プローブヘツド４
との間に広い間隙を生じ、微弱なMR信号を効率
良く検出することは容易でなかつた。
に横になつた被検体Ｐと、上記プローブヘツド４
との間に広い間隙を生じ、微弱なMR信号を効率
良く検出することは容易でなかつた。
［発明の目的］
本発明は上記事情に基づいてなされたものであ
り、その目的とするところは、微弱なMR信号を
効率良く検出することが容易である胸部用のプロ
ーブヘツドを備え、診断能に優れた胸部の画像が
得られる磁気共鳴イメージング装置を提供するこ
とにある。
り、その目的とするところは、微弱なMR信号を
効率良く検出することが容易である胸部用のプロ
ーブヘツドを備え、診断能に優れた胸部の画像が
得られる磁気共鳴イメージング装置を提供するこ
とにある。
［発明の概要］
上記目的を達成するための本発明の概要は、プ
ローブヘツドの内側に配置された被検体撮影部位
からMR信号を検出して画像情報を得る磁気共鳴
イメージング装置において、前記プローブヘツド
を前記撮影部位に巻き付け可能に板状の可撓性材
料により構成し、かつ、被検体の胸部に巻き付け
た状態で左右に腕を通し得る一対の穴を備えたこ
とを特徴とするものである。
ローブヘツドの内側に配置された被検体撮影部位
からMR信号を検出して画像情報を得る磁気共鳴
イメージング装置において、前記プローブヘツド
を前記撮影部位に巻き付け可能に板状の可撓性材
料により構成し、かつ、被検体の胸部に巻き付け
た状態で左右に腕を通し得る一対の穴を備えたこ
とを特徴とするものである。
［発明の実施例］
以下、実施例により本発明を具体的に説明す
る。
る。
第１図は本発明装置に用いられるプローブヘツ
ドの一実施例斜視図であり、このプローブヘツド
１０は全体が横長の四辺形板状を成し、左右対称
の角穴１０Ａ，１０Ｂが形成され、中央部からケ
ーブル１５が延びて、その先端に信号取出し用コ
ネクタ１４が取付けられている。そして全体が可
撓性を有するように構成されている。
ドの一実施例斜視図であり、このプローブヘツド
１０は全体が横長の四辺形板状を成し、左右対称
の角穴１０Ａ，１０Ｂが形成され、中央部からケ
ーブル１５が延びて、その先端に信号取出し用コ
ネクタ１４が取付けられている。そして全体が可
撓性を有するように構成されている。
第２図は前記プローブフヘツド１０の詳細構成
例を示すものである。１１は所定の平面積（例え
ば被検体たる患者の胴体を覆うことのできる広
さ）を有する可撓性材料（例えば塩化ビニール，
ポリプロピレン）からなる薄い（例えば１mm以
下、好ましくは0.1mm）の基板であり、中間部１
１Ａを挟んで左右対称に所定の大きさ（例えば患
者の腕が出入可能な大きさ）を持つ角穴１０Ａ，
１０Ｂが設けられている。この可撓性基板１１は
誘電体損失の少ない材質とすることが好ましい。
尚、穴の形状は角に限らず、丸でもよい。
例を示すものである。１１は所定の平面積（例え
ば被検体たる患者の胴体を覆うことのできる広
さ）を有する可撓性材料（例えば塩化ビニール，
ポリプロピレン）からなる薄い（例えば１mm以
下、好ましくは0.1mm）の基板であり、中間部１
１Ａを挟んで左右対称に所定の大きさ（例えば患
者の腕が出入可能な大きさ）を持つ角穴１０Ａ，
１０Ｂが設けられている。この可撓性基板１１は
誘電体損失の少ない材質とすることが好ましい。
尚、穴の形状は角に限らず、丸でもよい。
１２はコイルであり、例えば厚さ100μｍ程度
の薄い銅板からなり、前記角穴１０Ａ，１０Ｂの
周囲及び中間領域１１Ａで折曲されて無端状に連
結され、平面形状が凹字状となるように配置さ
れ、両面テープや接着剤等を介して前記基板１１
上に取付けられている。又、前記中間領域１１Ａ
のコイル折曲部を挟む位置には回路取付部１１Ｂ
が設けられており、そこには出力回路及び調整回
路１３が上下コイルにそれぞれ接続されるように
取付けられ、更にケーブル１５及びそのケーブル
先端にコネクタ１４が取付けられている。上記出
力回路及び調整回路１３は、コイルからの信号を
受信すると共に磁場強度に合せた使用周波数で共
振条件を調整するためのものであり、調整用コン
デンサが含まれており、このコンデンサの容量を
変化させることにより調整が行えるようになつて
いる。このコネクタ１４は外部回路に接続され、
信号取出し用及び電源供給用として用いられる。
の薄い銅板からなり、前記角穴１０Ａ，１０Ｂの
周囲及び中間領域１１Ａで折曲されて無端状に連
結され、平面形状が凹字状となるように配置さ
れ、両面テープや接着剤等を介して前記基板１１
上に取付けられている。又、前記中間領域１１Ａ
のコイル折曲部を挟む位置には回路取付部１１Ｂ
が設けられており、そこには出力回路及び調整回
路１３が上下コイルにそれぞれ接続されるように
取付けられ、更にケーブル１５及びそのケーブル
先端にコネクタ１４が取付けられている。上記出
力回路及び調整回路１３は、コイルからの信号を
受信すると共に磁場強度に合せた使用周波数で共
振条件を調整するためのものであり、調整用コン
デンサが含まれており、このコンデンサの容量を
変化させることにより調整が行えるようになつて
いる。このコネクタ１４は外部回路に接続され、
信号取出し用及び電源供給用として用いられる。
上記構成の要素のうちケーブル１５とコネクタ
１４が露出するようにして他の要素を布製の被覆
部材で覆うようにしている。この結果、このプロ
ーブヘツド１０は全体として可撓性を有するもの
となり、後述の如く患者に取付け易い用になつて
いる。また、表面を布で覆うことにより、患者に
不快感を与えないという利点もある。
１４が露出するようにして他の要素を布製の被覆
部材で覆うようにしている。この結果、このプロ
ーブヘツド１０は全体として可撓性を有するもの
となり、後述の如く患者に取付け易い用になつて
いる。また、表面を布で覆うことにより、患者に
不快感を与えないという利点もある。
第３図ａ，ｂは前記プローブヘツド１０を使用
する場合に用いられる位置決め部材１６の一例を
示す斜視図及び平面図である。これは一部に切欠
部１６Ｃが設けられた合成樹脂製のＵ字状筒から
なり、展開した状態で前記プローブヘツド１０の
角穴１０Ａ，１０Ｂと同等な大きさの角穴１６
Ａ，１６Ｂが設けられている。この様な位置決め
部材を患者の体格に対応できるように複数用意し
ておくことが好ましい。
する場合に用いられる位置決め部材１６の一例を
示す斜視図及び平面図である。これは一部に切欠
部１６Ｃが設けられた合成樹脂製のＵ字状筒から
なり、展開した状態で前記プローブヘツド１０の
角穴１０Ａ，１０Ｂと同等な大きさの角穴１６
Ａ，１６Ｂが設けられている。この様な位置決め
部材を患者の体格に対応できるように複数用意し
ておくことが好ましい。
次に前記構成のプローブヘツドの使用例につい
て説明する。
て説明する。
先ず、第４図に示すように、前記プローブヘツ
ド１０をMRI装置の天板１７に適宜方法で取付
ける。このとき、プローブヘツド１０の中間領域
が天板１７面に位置し、左右の角穴１０Ａ，１０
Ｂが天板１７の長手方向に交差する方向に延存す
るように配置する。そして、患者Ｐの診断部位
（例えば胸部）を天板及びプローブヘツド１０の
中間領域を介して載置されるように位置決めす
る。
ド１０をMRI装置の天板１７に適宜方法で取付
ける。このとき、プローブヘツド１０の中間領域
が天板１７面に位置し、左右の角穴１０Ａ，１０
Ｂが天板１７の長手方向に交差する方向に延存す
るように配置する。そして、患者Ｐの診断部位
（例えば胸部）を天板及びプローブヘツド１０の
中間領域を介して載置されるように位置決めす
る。
その後、第４図の矢印で示すようにプローブヘ
ツド１０の両端を撓ませて患者Ｐを包み込むよう
にし、最終的には第５図に示すように、患者Ｐの
両腕を角穴１０Ａ，１０Ｂから突出させた状態で
プローブヘツドの両端を突き合せ、その突き合せ
部分を例えば予め取付けておいたマジツクフアス
ナー１８，１８等によつて保持しておくようにす
る。こうの場合、患者の大きさによつてはプロー
ブヘツド１０と患者Ｐとの間に余裕が生じて好ま
しくない場合が生ずるので、かかる場合には、前
記第３図に示した位置決め部材１６を用いて患者
Ｐの胴体を覆う様にした後、前述同様にプローブ
ヘツド１０の両端を撓ませて突き合せるようにす
ると好都合である。
ツド１０の両端を撓ませて患者Ｐを包み込むよう
にし、最終的には第５図に示すように、患者Ｐの
両腕を角穴１０Ａ，１０Ｂから突出させた状態で
プローブヘツドの両端を突き合せ、その突き合せ
部分を例えば予め取付けておいたマジツクフアス
ナー１８，１８等によつて保持しておくようにす
る。こうの場合、患者の大きさによつてはプロー
ブヘツド１０と患者Ｐとの間に余裕が生じて好ま
しくない場合が生ずるので、かかる場合には、前
記第３図に示した位置決め部材１６を用いて患者
Ｐの胴体を覆う様にした後、前述同様にプローブ
ヘツド１０の両端を撓ませて突き合せるようにす
ると好都合である。
ここで、前記コイルの位置と患者との関係につ
いて説明する。第６図は前記プローブヘツド１０
が患者Ｐを覆つたときのコイル位置を示すもので
あり、患者Ｐの中心Ｍを基準として上方に位置す
るコイル両端１２Ａ，１２Ｂの成す角度及び下方
に位置するコイル１２Ｃ，１２Ｄとの成す角度が
それぞれ60°となる様に配置されているときが最
も同調効率が良いとされているので、前記第２図
に示したコイル１２の配置及び第３図に示した位
置決め部材の形状をこの目的に沿うように設定す
るのが好ましい。
いて説明する。第６図は前記プローブヘツド１０
が患者Ｐを覆つたときのコイル位置を示すもので
あり、患者Ｐの中心Ｍを基準として上方に位置す
るコイル両端１２Ａ，１２Ｂの成す角度及び下方
に位置するコイル１２Ｃ，１２Ｄとの成す角度が
それぞれ60°となる様に配置されているときが最
も同調効率が良いとされているので、前記第２図
に示したコイル１２の配置及び第３図に示した位
置決め部材の形状をこの目的に沿うように設定す
るのが好ましい。
本発明は前記実施例に限定されず、種々の変形
が可能である。例えば第７図ａに示す如く、角穴
をう設けないプローブヘツド２０を天板１７に取
付け、同図ｂの如く患者Ｐを載置した状態で同じ
く角穴を設けない位置決め部材２６を患者Ｐの胴
体に被せ、その後同図ｃに示すようにプローブヘ
ツド２０の両端を上方で突き合せるようにしても
よい。この場合もコイル位置は前記実施例の場合
と同等にしておく。
が可能である。例えば第７図ａに示す如く、角穴
をう設けないプローブヘツド２０を天板１７に取
付け、同図ｂの如く患者Ｐを載置した状態で同じ
く角穴を設けない位置決め部材２６を患者Ｐの胴
体に被せ、その後同図ｃに示すようにプローブヘ
ツド２０の両端を上方で突き合せるようにしても
よい。この場合もコイル位置は前記実施例の場合
と同等にしておく。
尚、前記実施例は患部として患者の胴体部を対
象としたが、これに限らず頭部であつても、又脚
部であつてもよく、これに合せた大きさのものを
用意することによつてその目的を達成できる。
象としたが、これに限らず頭部であつても、又脚
部であつてもよく、これに合せた大きさのものを
用意することによつてその目的を達成できる。
［発明の効果］
以上詳述したように本発明によれば、当該装置
に用いられるプローブヘツドは可撓性を有するの
で、被検体が天板に寝る際に邪魔にならず取扱上
便利であり、また、プローブヘツドは被検体の胸
部に巻き付けた状態で左右に腕を通し得る一対の
穴を備えた胸部用でありるため、取付け時には密
着性が良いので微弱なMR信号でも効率良く検出
することが容易となり、従つて、診断能に優れた
胸部の画像をえることの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。
に用いられるプローブヘツドは可撓性を有するの
で、被検体が天板に寝る際に邪魔にならず取扱上
便利であり、また、プローブヘツドは被検体の胸
部に巻き付けた状態で左右に腕を通し得る一対の
穴を備えた胸部用でありるため、取付け時には密
着性が良いので微弱なMR信号でも効率良く検出
することが容易となり、従つて、診断能に優れた
胸部の画像をえることの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。
第１図は本発明装置に用いられるプローブヘツ
ドの一実施例斜視図、第２図はその構造説明のた
めの平面図、第３図ａ，ｂはこのプローブヘツド
使用時に用いられる位置決め部材の斜視図及び平
面図、第４図及び第５図はそれぞれ前記プローブ
ヘツドの使用例を示すための概略斜視図、第６図
はプローブヘツドのコイル取付位置の説明図、第
７図ａ，ｂ，ｃはそれぞれ他の実施例による使用
例を説明するための概略斜視図、第８図はMRI
の原理的構成を示す説明図、第９図は磁気共鳴現
象により投影情報を得る原理図、第１０図は従来
装置におけるプローブヘツドを示す斜視図、第１
１図は第１０図に示すプローブヘツドと被検体と
の関係を示す説明図である。 １０，２０……プローブヘツド、１１……基
板、１２……コイル、１６……位置決め部材。
ドの一実施例斜視図、第２図はその構造説明のた
めの平面図、第３図ａ，ｂはこのプローブヘツド
使用時に用いられる位置決め部材の斜視図及び平
面図、第４図及び第５図はそれぞれ前記プローブ
ヘツドの使用例を示すための概略斜視図、第６図
はプローブヘツドのコイル取付位置の説明図、第
７図ａ，ｂ，ｃはそれぞれ他の実施例による使用
例を説明するための概略斜視図、第８図はMRI
の原理的構成を示す説明図、第９図は磁気共鳴現
象により投影情報を得る原理図、第１０図は従来
装置におけるプローブヘツドを示す斜視図、第１
１図は第１０図に示すプローブヘツドと被検体と
の関係を示す説明図である。 １０，２０……プローブヘツド、１１……基
板、１２……コイル、１６……位置決め部材。
Claims (1)
- １ プローブヘツドの内側に配置された被検体撮
影部位からMR信号を検出して画像情報を得る磁
気共鳴イメージング装置において、前記プローブ
ヘツドを前記撮影部位に巻き付け可能に板状の可
撓性材料により構成し、かつ、被検体の胸部に巻
き付けた状態で左右に腕を通し得る一対の穴を備
えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装
置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61014561A JPS62172940A (ja) | 1986-01-24 | 1986-01-24 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61014561A JPS62172940A (ja) | 1986-01-24 | 1986-01-24 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Related Child Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3348258A Division JPH0653111B2 (ja) | 1991-12-03 | 1991-12-03 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62172940A JPS62172940A (ja) | 1987-07-29 |
| JPH056457B2 true JPH056457B2 (ja) | 1993-01-26 |
Family
ID=11864565
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61014561A Granted JPS62172940A (ja) | 1986-01-24 | 1986-01-24 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS62172940A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2000057782A1 (fr) * | 1999-03-31 | 2000-10-05 | Hitachi Medical Corporation | Sonde corporelle pour irm et dispositif d'irm |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0616760B2 (ja) * | 1988-09-09 | 1994-03-09 | ザ・トラステイズ・オブ・ザ・ユーニバァスィティ・オブ・ペンシルバニア | 核磁気共鳴映像法で使用するためのコイル組立体 |
| JPH0630165Y2 (ja) * | 1989-02-27 | 1994-08-17 | 株式会社日立メディコ | 核磁気共鳴イメージング装置用受信コイル |
| JP3389518B2 (ja) * | 1998-12-18 | 2003-03-24 | オリンパス光学工業株式会社 | 内視鏡形状検出装置 |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| JPS60189203A (ja) * | 1984-02-03 | 1985-09-26 | エヌ・ベ−・フイリツプス・フル−イランペンフアブリケン | 核磁気共鳴装置用コイル |
| JPS6159806A (ja) * | 1984-08-31 | 1986-03-27 | Hitachi Ltd | Ｎｍｒイメ−ジング装置用高周波コイル |
| JPS6226006B2 (ja) * | 1978-06-27 | 1987-06-05 | Ishii Hideki |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS60147409U (ja) * | 1984-03-12 | 1985-09-30 | 株式会社東芝 | 核磁気共鳴映像装置 |
| JP2524870Y2 (ja) * | 1985-07-29 | 1997-02-05 | 株式会社島津製作所 | Ｍｒｉ装置のｒｆコイル |
-
1986
- 1986-01-24 JP JP61014561A patent/JPS62172940A/ja active Granted
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6226006B2 (ja) * | 1978-06-27 | 1987-06-05 | Ishii Hideki | |
| JPS60189203A (ja) * | 1984-02-03 | 1985-09-26 | エヌ・ベ−・フイリツプス・フル−イランペンフアブリケン | 核磁気共鳴装置用コイル |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| WO2000057782A1 (fr) * | 1999-03-31 | 2000-10-05 | Hitachi Medical Corporation | Sonde corporelle pour irm et dispositif d'irm |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS62172940A (ja) | 1987-07-29 |
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