JPH09187437A - Mri用平面型コイル - Google Patents
Mri用平面型コイルInfo
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- JPH09187437A JPH09187437A JP8001826A JP182696A JPH09187437A JP H09187437 A JPH09187437 A JP H09187437A JP 8001826 A JP8001826 A JP 8001826A JP 182696 A JP182696 A JP 182696A JP H09187437 A JPH09187437 A JP H09187437A
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- mri
- planar coil
- coil
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Abstract
コイルを提供する。 【解決手段】 MRI用平面型コイル100は、エレメ
ントE1が8の字の形状をしている。8の字の上辺およ
び下辺に相当する部分のエレメントの幅W1は、8の字
の交差辺のエレメントの幅Wkの2倍〜10倍程度にな
っている。 【効果】 不必要な振動磁場の発生やノイズ成分の拾い
込みを抑制でき、SNRを高くできる。
Description
c Resonance Imaging )用平面型コイルに関し、さら
に詳しくは、不要な振動磁場の発生やノイズの拾い込み
を抑制して、SNR(Signal to Noise Ratio)を高
くできるように改良したMRI用平面型コイルに関す
る。
一例を示す構成図である。このMRI用平面型コイル6
00は、エレメントE51が8の字の形状をしており、
8の字型コイルとも呼ばれる(図示の都合上、図8で
は、8の字を横向きにしている)。前記エレメントの幅
W51は、8の字のどの辺でも略一定である。8の字を
縦向きにしたとき、上辺および下辺に相当する部分のエ
レメントの略中央には、それぞれコンデンサC51,C
52が介設されている。また、交差辺の略中央には、コ
ンデンサC3が介設されている。そのコンデンサC3の
両端には、同軸ケーブルLの心線および外部導体がそれ
ぞれ接続されている。
y軸方向とし,それらに直交する方向をz軸方向とする
とき、通常は、x軸,y軸を水平面内とし、z軸を鉛直
方向とする。そして、垂直磁場型MRI装置の場合に
は、z軸方向に静磁場を加える。
に電流iを流したときに生じるzx面の磁束分布の状態
を図8のX−X’断面で示した説明図である。このMR
I用平面型コイル600は、x軸方向の振動磁場Bxを
発生または受信するのに用いられる。すなわち、送信コ
イルとして用いるときには、同軸ケーブルLを通じて、
MRI用RFパルスを印加することで、振動磁場Bxが
発生する。また、受信コイルとして用いるときには、振
動磁場BxにかかるNMR(Nuclear Magnetic Reso
nance )信号を受信し、前記同軸ケーブルLを通じてM
R装置本体(図示せず)へ伝送する。図9の斜線部が有
効な感度領域Z1,Z2となる。
面コイルとして用いられるため、受信専用コイルとして
利用されることが多い。
面型コイル600において、8の字の上辺および下辺に
相当する部分のエレメントに着目すると、図9に示すよ
うに、これらを取り巻くように磁束B51,B52が形
成されている。このため、本来の感度領域Z1,Z2の
外に、図10の斜線部の感度領域F1,F2が生じる。
しかし、このような余計な感度領域F1,F2は、MR
Iに意味を持たず、SNRを低下させる問題点を生じ
る。例えば、被検体Hの脊柱Sを撮像対象とするとき
に、感度領域F1,F2の部分に相当する被検体Hの部
分を不要に励起したり、当該部分からのノイズを拾った
りし、いずれにしてもSNRを低下させてしまう。そこ
で、本発明の目的は、余計な感度領域の発生を抑制し、
SNRを高くできるように改良したMRI用平面型コイ
ルを提供することにある。
は、エレメントが8の字の形状をしたMRI用平面型コ
イルにおいて、8の字の上辺および下辺に相当する部分
のエレメントの幅を、8の字の交差辺のエレメントの幅
よりも広くしたことを特徴とするMRI用平面型コイル
を提供する。上記第1の観点のMRI用平面型コイルで
は、8の字の上辺および下辺に相当する部分のエレメン
トの幅を、8の字の交差辺のエレメントの幅よりも広く
した。したがって、8の字の上辺および下辺に相当する
部分のエレメントを取り囲むように発生する磁束の強度
を小さくでき、余計な感度領域が形成されることを抑制
できる。この結果、不要な振動磁場の発生やノイズの拾
い込みを抑制でき、SNRを高くできる。
8の字の形状をしたMRI用平面型コイルにおいて、8
の字の上辺および下辺に相当する部分のエレメントの幅
と,8の字の右辺および左辺に相当する部分のエレメン
トの幅を、8の字の交差辺のエレメントの幅よりも広く
したことを特徴とするMRI用平面型コイルを提供す
る。上記第2の観点のMRI用平面型コイルでは、8の
字の上辺と下辺に相当する部分のエレメントに加えて、
8の字の右辺および左辺に相当する部分のエレメントの
幅をも、8の字の交差辺のエレメントの幅よりも広くし
た。したがって、8の字の右辺および左辺に相当する部
分を取り囲むように磁束の強度をも小さくでき、余計な
感度領域が形成されることを一層抑制できる。この結
果、不要な振動磁場の発生やノイズの拾い込みを抑制で
き、SNRを高くできる。
8の字の形状をしたMRI用平面型コイルにおいて、8
の字の上辺および下辺に相当する部分のエレメントの
幅、または、8の字の上辺と下辺と右辺と左辺のそれぞ
れに相当する部分のエレメントの幅を、8の字の交差辺
のエレメントの幅の2倍以上,10倍以下としたことを
特徴とするMRI用平面型コイルを提供する。8の字の
上辺と下辺と右辺と左辺のそれぞれに相当する部分のエ
レメントの幅が8の字の交差辺のエレメントの幅の2倍
より小さいと、余計な感度領域の形成を十分に抑制でき
ない。また、10倍より大きくすると、取り扱いが不便
になる。従って、2倍以上,10倍以下とすることで、
占有スペースの増大を最小限にしながら、余計な感度成
分の生成を十分に抑制することが出来る。そして、これ
により、不要な振動磁場の発生やノイズの拾い込みを抑
制でき、SNRを高くできる。
が大きい面導体の略中央に、比較的に面積が小さい2つ
の開口部を互いに隣接して形成し、導体部分をエレメン
トとして用いるMRI用平面型コイルであって、前記2
つの開口部の配列方向を縦方向とするとき、前記導体部
分の上辺および下辺に相当する部分のエレメントの幅
を、前記2つの開口部に挟まれた部分のエレメントの幅
よりも広くしたことを特徴とするMRI用平面型コイル
を提供する。上記第4の観点のMRI用平面型コイルで
は、導体部分の上辺および下辺に相当する部分のエレメ
ントの幅を、2つの開口部に挟まれた部分のエレメント
の幅よりも広くした。したがって、導体部分の上辺およ
び下辺に相当する部分のエレメントを取り囲むように発
生する磁束の強度を小さくすることができ、余計な感度
領域が形成されることを抑制できる。この結果、不要な
振動磁場の発生やノイズの拾い込みを抑制でき、SNR
を高くできる。
が大きい面導体の略中央に、比較的に面積が小さい2つ
の開口部を互いに隣接して形成し、導体部分をエレメン
トとして用いるMRI用平面型コイルであって、前記2
つの開口部の配列方向を縦方向とするとき、前記導体部
分の上辺および下辺に相当する部分のエレメントの幅
と,前記導体部分の右辺および左辺に相当する部分のエ
レメントの幅を、前記2つの開口部に挟まれた部分のエ
レメントの幅よりも広くしたことを特徴とするMRI用
平面型コイルを提供する。上記第5の観点のMRI用平
面型コイルでは、導体部分の上辺と下辺に相当する部分
のエレメントに加えて、導体部分の右辺および左辺に相
当する部分のエレメントの幅をも、2つの開口部に挟ま
れた部分のエレメントの幅よりも広くした。したがっ
て、導体部分の右辺および左辺に相当する部分を取り囲
むように発生する磁束の強度を小さくでき、余計な感度
領域が生じることを一層抑制することが出来る。この結
果、不要な振動磁場の発生やノイズの拾い込みを抑制で
き、SNRを高くできる。
が大きい面導体の略中央に、比較的に面積が小さい2つ
の開口部を互いに隣接して形成し、導体部分をエレメン
トとして用いるMRI用平面型コイルであって、前記2
つの開口部の配列方向を縦方向とするとき、前記導体部
分の上辺および下辺に相当する部分のエレメントの幅、
または、前記導体部分の上辺と下辺と右辺と左辺のそれ
ぞれに相当する部分のエレメントの幅を、前記2つの開
口部に挟まれた部分のエレメントの幅の2倍以上,10
倍以下としたことを特徴とするMRI用平面型コイルを
提供する。導体部分の上辺および下辺に相当する部分の
エレメントの幅、または、導体部分の上辺と下辺と右辺
と左辺のそれぞれに相当する部分のエレメントの幅が、
2つの開口部に挟まれた部分のエレメントの幅の2倍よ
り小さいと、余計な感度領域の形成を十分に抑制できな
い。また、10倍より大きくすると、取り扱いが不便に
なる。従って、2倍以上,10倍以下とすることで、占
有スペースの増大を最小限にしながら、余計な感度成分
の生成を十分に抑制することが出来る。そして、これに
より、不要な振動磁場の発生やノイズの拾い込みを抑制
でき、SNRを高くできる。
発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明
が限定されるものではない。
ルを示す構成図である。このMRI用平面型コイル10
0は、エレメントE1が8の字の形状をしている(図示
の都合上、図1では、8の字を横向きにしている)。8
の字を縦向きにしたとき、その上辺および下辺に相当す
る部分のエレメントの幅W1は、8の字の交差辺のエレ
メントの幅Wkの2倍〜10倍程度になっている。8の
字の上辺および下辺に相当する部分のエレメントの略中
央には、それぞれ複数のコンデンサC1,C2が介設さ
れている。また、交差辺の略中央には、コンデンサC3
が介設されている。そのコンデンサC3の両端には、同
軸ケーブルLの心線および外部導体がそれぞれ接続され
ている。
y軸方向とし,それらに直交する方向をz軸方向とする
とき、通常は、x軸,y軸を水平面内とし、z軸を鉛直
方向とする。そして、垂直磁場型MRI装置の場合に
は、z軸方向に静磁場を加える。
に電流iを流したときに生じるzx面の磁束分布の状態
を図1のX−X’断面で示した説明図である。このMR
I用平面型コイル100は、x軸方向の振動磁場Bxを
発生または受信するのに用いられる。すなわち、送信コ
イルとして用いるときには、同軸ケーブルLを通じて、
MRI用RFパルスを印加することで、振動磁場Bxが
発生する。また、受信コイルとして用いるときには、振
動磁場BxにかかるNMR信号を受信し、前記同軸ケー
ブルLを通じてMR装置本体(図示せず)へ伝送する。
図2の斜線部が有効な感度領域Z1,Z2となる。
部分のエレメントの幅W1は8の字の交差辺のエレメン
トの幅Wkよりも広いから、8の字の上辺および下辺を
取り巻く磁路が長くなり、8の字の上辺および下辺を取
り巻く磁束B1,B2の強度は小さくなる。従って、8
の字の上辺および下辺に相当する部分のエレメントの近
傍に余計な感度領域が生じることが抑制される。この結
果、不要な振動磁場の発生やノイズの拾い込みを抑制で
き、SNRを高くできる。
ルを示す構成図である。このMRI用平面型コイル20
0は、エレメントE2が8の字の形状をしている(図示
の都合上、図3では、8の字を横向きにしている)。8
の字を縦向きにしたとき、その上辺および下辺に相当す
る部分のエレメントの幅W1および左辺および右辺に相
当する部分のエレメントの幅W2は、8の字の交差辺の
エレメントの幅Wkの2倍〜10倍程度になっている。
8の字の上辺および下辺に相当する部分のエレメントの
略中央には、それぞれ複数のコンデンサC1,C2が介
設されている。また、交差辺の略中央には、コンデンサ
C3が介設されている。そのコンデンサC3の両端に
は、同軸ケーブルLの心線および外部導体がそれぞれ接
続されている。
y軸方向とし,それらに直交する方向をz軸方向とする
とき、通常は、x軸,y軸を水平面内とし、z軸を鉛直
方向とする。そして、垂直磁場型MRI装置の場合に
は、z軸方向に静磁場を加える。
ば、8の字の上辺と下辺に相当する部分のエレメントの
幅を8の字の交差辺のエレメントの幅Wkよりも広くす
ることに加えて、8の字の右辺および左辺に相当する部
分のエレメントの幅W2をも8の字の交差辺のエレメン
トの幅Wkよりも広くしている。従って、8の字の右辺
および左辺に相当する部分を取り囲む磁束の強度をも小
さくでき、余計な感度領域が生じることを一層抑制する
ことが出来る。この結果、不要な振動磁場の発生やノイ
ズの拾い込みを抑制でき、SNRを高くできる。
ルを示す構成図である。このMRI用平面型コイル30
0は、比較的に面積が大きい面導体の略中央に、比較的
に面積が小さい2つの開口部α,βを隣接して形成し、
導体部分をエレメントE3として用いるものである。前
記開口部α,βの配列方向を縦方向とするとき、前記導
体部分の上辺および下辺に相当する部分のエレメントの
幅Waは、前記開口部αと開口部βに挟まれた部分のエ
レメントの幅Wmの2倍〜10倍程度である。前記導体
部分の上辺および下辺に相当する部分のエレメントの略
中央には、それぞれ複数のコンデンサC1,C2が介設
されている。また、開口部αと開口部βに挟まれた部分
のエレメントの略中央には、コンデンサC3が介設され
ている。そのコンデンサC3の両端には、同軸ケーブル
Lの心線および外部導体がそれぞれ接続されている。
し,面導体内でx軸方向に直交する方向をy軸方向と
し,それらに直交する方向をz軸方向とするとき、通常
は、x軸,y軸を水平面内とし、z軸を鉛直方向とす
る。そして、垂直磁場型MRI装置の場合には、z軸方
向に静磁場を加える。
に電流iを流したときに生じるzx面の磁束分布の状態
を図4のX−X’断面で示した説明図である。前記開口
部αと開口部βに挟まれた部分のエレメントに対して左
右対称に環状に流れる電流i1,i2,i(=i1+i
2)および電流iにかかる振動磁場Bxを考えると、8
の字型コイルと等価になる。従って、図5の斜線部が有
効な感度領域Z1,Z2となる。
向とするとき、前記導体部分の上辺および下辺に相当す
る部分のエレメントの幅Waは前記開口部αと開口部β
に挟まれた部分のエレメントの幅Wmより広いから、そ
れら上辺および下辺を取り巻く磁路が長くなり、上辺お
よび下辺を取り巻く磁束B1,B2の強度は小さくな
る。従って、上辺および下辺に相当する部分のエレメン
トの近傍に余計な感度領域が生じることが抑制される。
の拾い込みを抑制でき、SNRを高くできる。
ルを示す構成図である。このMRI用平面型コイル40
0は、比較的に面積が大きい面導体の略中央に、比較的
に面積が小さい2つの開口部α,βを隣接して形成し、
導体部分をエレメントE4として用いるものである。前
記開口部α,βの配列方向を縦方向とするとき、前記導
体部分の上辺および下辺に相当する部分のエレメントの
幅Waは、前記開口部αと開口部βに挟まれた部分のエ
レメントの幅Wmの2倍〜10倍程度である。また、前
記導体部分の左辺および右辺に相当する部分のエレメン
トの幅Wbは、前記開口部αと開口部βに挟まれた部分
のエレメントの幅Wmの2倍〜10倍程度である。前記
導体部分の上辺および下辺に相当する部分のエレメント
の略中央には、それぞれ複数のコンデンサC1,C2が
介設されている。また、開口部αと開口部βに挟まれた
部分のエレメントの略中央には、コンデンサC3が介設
されている。そのコンデンサC3の両端には、同軸ケー
ブルLの心線および外部導体がそれぞれ接続されてい
る。
し,面導体内でx軸方向に直交する方向をy軸方向と
し,それらに直交する方向をz軸方向とするとき、通常
は、x軸,y軸を水平面内とし、z軸を鉛直方向とす
る。そして、垂直磁場型MRI装置の場合には、z軸方
向に静磁場を加える。
ば、前記開口部α,βの配列方向を縦方向としたとき
に、上辺と下辺に相当する部分のエレメントの幅Waを
前記開口部αと開口部βに挟まれた部分のエレメントの
幅Wmよりも広くすることに加えて、右辺および左辺に
相当する部分のエレメントの幅Wbをも前記幅Wmより
も広くしている。従って、右辺および左辺に相当する部
分を取り囲む磁束の強度をも小さくでき、余計な感度領
域が生じることを一層抑制することが出来る。この結
果、不要な振動磁場の発生やノイズの拾い込みを抑制で
き、SNRを高くできる。
ルを示す構成図である。このMRI用平面型コイル50
0は、上記第3の実施形態のMRI用平面型コイル30
0と同構成の複数のMRI用平面型コイル300a,3
00b,300cを被検体Hの脊柱Sの走行方向に沿っ
て配列して、フェーズドアレー(phasedarray)型コイ
ルとして用いるものである。送信コイルとして用いると
きには、所望のビーム方向,放射パターンが実現するよ
うに、MR装置本体(図示せず)から同軸ケーブルL
a,Lb,Lcへ出力するMRI用RFパルスの位相や
強度を制御する。また、受信コイルとして用いるときに
は、同軸ケーブルLa,Lb,Lcを通じてMR装置本
体へ伝送されるNMR信号の位相や増幅率を所定の感度
指向性が実現するように制御する。
ば、8の字型コイルや,導体面に2つの開口部を設けた
タイプのコイルで、上辺および下辺に相当するエレメン
トの幅を広げるという簡単な構成により、不必要な振動
磁場の発生やノイズ成分の拾い込みを効果的に抑制する
ことが出来る。特に、被検体の表面近傍の脊柱などを撮
像する場合に有用である。
ルを示す構成図である。
を示す説明図である。
ルを示す構成図である。
ルを示す構成図である。
を示す説明図である。
ルを示す構成図である。
ルを示す構成図である。
図である。
を示す説明図である。
る場合の問題点を示す説明図である。
平面型コイル C1,C2,C3 …コンデン
サ E1,E2,E3,E4 …エレメン
ト L,L1,L2,L3 …同軸ケー
ブル W1,W2,Wk,Wa,Wb,Wm …エレメン
トの幅
Claims (6)
- 【請求項1】 エレメントが8の字の形状をしたMRI
用平面型コイルにおいて、 8の字の上辺および下辺に相当する部分のエレメントの
幅を、8の字の交差辺のエレメントの幅よりも広くした
ことを特徴とするMRI用平面型コイル。 - 【請求項2】 エレメントが8の字の形状をしたMRI
用平面型コイルにおいて、 8の字の上辺および下辺に相当する部分のエレメントの
幅と,8の字の右辺および左辺に相当する部分のエレメ
ントの幅を、8の字の交差辺のエレメントの幅よりも広
くしたことを特徴とするMRI用平面型コイル。 - 【請求項3】 エレメントが8の字の形状をしたMRI
用平面型コイルにおいて、 8の字の上辺および下辺に相当する部分のエレメントの
幅、または、8の字の上辺と下辺と右辺と左辺のそれぞ
れに相当する部分のエレメントの幅を、8の字の交差辺
のエレメントの幅の2倍以上,10倍以下としたことを
特徴とするMRI用平面型コイル。 - 【請求項4】 比較的に面積が大きい面導体の略中央
に、比較的に面積が小さい2つの開口部を互いに隣接し
て形成し、導体部分をエレメントとして用いるMRI用
平面型コイルであって、 前記2つの開口部の配列方向を縦方向とするとき、前記
導体部分の上辺および下辺に相当する部分のエレメント
の幅を、前記2つの開口部に挟まれた部分のエレメント
の幅よりも広くしたことを特徴とするMRI用平面型コ
イル。 - 【請求項5】 比較的に面積が大きい面導体の略中央
に、比較的に面積が小さい2つの開口部を互いに隣接し
て形成し、導体部分をエレメントとして用いるMRI用
平面型コイルであって、 前記2つの開口部の配列方向を縦方向とするとき、前記
導体部分の上辺および下辺に相当する部分のエレメント
の幅と,前記導体部分の右辺および左辺に相当する部分
のエレメントの幅を、前記2つの開口部に挟まれた部分
のエレメントの幅よりも広くしたことを特徴とするMR
I用平面型コイル。 - 【請求項6】 比較的に面積が大きい面導体の略中央
に、比較的に面積が小さい2つの開口部を互いに隣接し
て形成し、導体部分をエレメントとして用いるMRI用
平面型コイルであって、 前記2つの開口部の配列方向を縦方向とするとき、前記
導体部分の上辺および下辺に相当する部分のエレメント
の幅、または、前記導体部分の上辺と下辺と右辺と左辺
のそれぞれに相当する部分のエレメントの幅を、前記2
つの開口部に挟まれた部分のエレメントの幅の2倍以
上,10倍以下としたことを特徴とするMRI用平面型
コイル。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP00182696A JP3576673B2 (ja) | 1996-01-09 | 1996-01-09 | Mri用平面型コイル |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP00182696A JP3576673B2 (ja) | 1996-01-09 | 1996-01-09 | Mri用平面型コイル |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH09187437A true JPH09187437A (ja) | 1997-07-22 |
JP3576673B2 JP3576673B2 (ja) | 2004-10-13 |
Family
ID=11512375
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP00182696A Expired - Lifetime JP3576673B2 (ja) | 1996-01-09 | 1996-01-09 | Mri用平面型コイル |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP3576673B2 (ja) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6172503B1 (en) | 1998-03-11 | 2001-01-09 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and RF coil to be used therefor |
JP2002306442A (ja) * | 2001-04-05 | 2002-10-22 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴撮像用コイル |
US7279898B2 (en) | 2003-06-24 | 2007-10-09 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | MRI RF surface coil with reduced sensitivity in proximity of conductors |
-
1996
- 1996-01-09 JP JP00182696A patent/JP3576673B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6172503B1 (en) | 1998-03-11 | 2001-01-09 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and RF coil to be used therefor |
JP2002306442A (ja) * | 2001-04-05 | 2002-10-22 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴撮像用コイル |
US7279898B2 (en) | 2003-06-24 | 2007-10-09 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | MRI RF surface coil with reduced sensitivity in proximity of conductors |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JP3576673B2 (ja) | 2004-10-13 |
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