JPS62117541A - 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
- JPS62117541A JPS62117541A JP60257937A JP25793785A JPS62117541A JP S62117541 A JPS62117541 A JP S62117541A JP 60257937 A JP60257937 A JP 60257937A JP 25793785 A JP25793785 A JP 25793785A JP S62117541 A JPS62117541 A JP S62117541A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnet
- magnetic field
- coil
- resonance imaging
- imaging apparatus
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Classifications
-
- 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
- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/381—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using electromagnets
-
- 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
-
- 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
- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/3806—Open magnet assemblies for improved access to the sample, e.g. C-type or U-type magnets
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
[発明の技術分野]
本発明は、磁気共鳴現象を利用して、被検体の特定な原
子核として例えば、水素原子核、リン原子核のスピン密
度分布、緩和時定数分布、及びスペクトロスコピーを、
上記被検体の外部から無侵襲に測定し、例えば、所面象
情報を得る磁気共鳴イメージング装置に関する。
子核として例えば、水素原子核、リン原子核のスピン密
度分布、緩和時定数分布、及びスペクトロスコピーを、
上記被検体の外部から無侵襲に測定し、例えば、所面象
情報を得る磁気共鳴イメージング装置に関する。
[発明の技術的背景と問題点]
第11図に従来の磁気共鳴イメージング装置を示す。被
検体すなわち患者1はベッド2の上に固定される。この
患者1を取り囲んでRFコイル(高周波送受信コイル)
3.更らにその外周にシムコイル4.グラジェントコイ
ル5が配置されている。これらすべてのコ・イル系は大
型の全身用マグネット6の常温ボアー7〈通常はボアー
内径的1 m、 )内部に収納されている。全身用マグ
ネットとしては、超電導、常電導、永久磁石のいずれか
が使用される。
検体すなわち患者1はベッド2の上に固定される。この
患者1を取り囲んでRFコイル(高周波送受信コイル)
3.更らにその外周にシムコイル4.グラジェントコイ
ル5が配置されている。これらすべてのコ・イル系は大
型の全身用マグネット6の常温ボアー7〈通常はボアー
内径的1 m、 )内部に収納されている。全身用マグ
ネットとしては、超電導、常電導、永久磁石のいずれか
が使用される。
この全身用マグネット6は、励磁電源8により、′!I
i流リード9を介して励消磁される(永久磁石方式の場
合は、これは不用)。尚、超電導方式の場合は、永久電
流モードで運転されるためと冷媒である液体ヘリウム消
費量を低減させめために通常は電流リード9は励磁後に
取りはずして、常に磁場が発生している状態となってい
る。通常この静磁場の方向は、多くのマグネットでは図
示の10方向、すなわち患者体軸方向である。グラジェ
ントコイル5は、X軸方向の磁界傾斜を与えるGXコイ
ル、Y軸方向のGYコイル、Z軸方向のGZコイルより
構成され、それぞれ励磁N源11゜12.13に接続さ
れている。これら励磁電源11.12.13は中央制御
装置1f14に接続されている。RFコイル3は送信コ
イルと受信コイルにより構成され、それぞれRF発振装
置15゜RF受信装置16に接続され、これらは更らに
中央制御装置14に接続されている。中央制御06置1
4は表示・操作盤17に接続され、これにより運転操作
される。
i流リード9を介して励消磁される(永久磁石方式の場
合は、これは不用)。尚、超電導方式の場合は、永久電
流モードで運転されるためと冷媒である液体ヘリウム消
費量を低減させめために通常は電流リード9は励磁後に
取りはずして、常に磁場が発生している状態となってい
る。通常この静磁場の方向は、多くのマグネットでは図
示の10方向、すなわち患者体軸方向である。グラジェ
ントコイル5は、X軸方向の磁界傾斜を与えるGXコイ
ル、Y軸方向のGYコイル、Z軸方向のGZコイルより
構成され、それぞれ励磁N源11゜12.13に接続さ
れている。これら励磁電源11.12.13は中央制御
装置1f14に接続されている。RFコイル3は送信コ
イルと受信コイルにより構成され、それぞれRF発振装
置15゜RF受信装置16に接続され、これらは更らに
中央制御装置14に接続されている。中央制御06置1
4は表示・操作盤17に接続され、これにより運転操作
される。
次に、上記のように構成された従来の磁気共鳴イメージ
ング装置の動作について述べる。
ング装置の動作について述べる。
患者1の全身断層画像を得るために、磁界均一空間18
は通常40〜5OIJ球と広く、しかも50 pu以下
の高均一度を要求される。このため、全身用マグネット
6は、例えば、超電導方式の場合長さ2.4m、幅2m
、高さ2.477L、 [t5〜6トンと巨大なものが
必要となる。
は通常40〜5OIJ球と広く、しかも50 pu以下
の高均一度を要求される。このため、全身用マグネット
6は、例えば、超電導方式の場合長さ2.4m、幅2m
、高さ2.477L、 [t5〜6トンと巨大なものが
必要となる。
このように大きなマグネットであっても、マグネットの
みによる40〜50 cm球内の均一度はせいぜい数百
ppmにしかならぬ。これを50 ppm以下とするた
めに磁場補正用のシムコイル4が使用される。この磁界
均一度空間18内に患者の診断部位をもってくる。そし
て、静磁界10と直角方向にRF発振装置15.RFコ
イル3により高周波を印加し人体細胞内の所要の原子核
、例えば水素原子核、を励起させる。又、これと同時に
G×励磁電源11 、 GY励!11i1を源12、G
Z励磁電源13およびグラジェントコイル5により傾斜
磁界をX、Y、Z方向に印加する。
みによる40〜50 cm球内の均一度はせいぜい数百
ppmにしかならぬ。これを50 ppm以下とするた
めに磁場補正用のシムコイル4が使用される。この磁界
均一度空間18内に患者の診断部位をもってくる。そし
て、静磁界10と直角方向にRF発振装置15.RFコ
イル3により高周波を印加し人体細胞内の所要の原子核
、例えば水素原子核、を励起させる。又、これと同時に
G×励磁電源11 、 GY励!11i1を源12、G
Z励磁電源13およびグラジェントコイル5により傾斜
磁界をX、Y、Z方向に印加する。
このRFとグラジェントのパルスシーケンスは病変部位
および画像処理方法によって最適の方法が選択される。
および画像処理方法によって最適の方法が選択される。
このパルスシーケンス動作は中央制@ll装置14によ
り制御される。グラジェント、RF印加後に、患者1の
体内より磁気共鳴信号が発せられる。この信号はRF受
信VR装16により受信・増幅され、中央制tit装置
14に入力される。ここで画像処理され、所要の人体断
層画像が表示・操作盤17のCRT上に表示される。
り制御される。グラジェント、RF印加後に、患者1の
体内より磁気共鳴信号が発せられる。この信号はRF受
信VR装16により受信・増幅され、中央制tit装置
14に入力される。ここで画像処理され、所要の人体断
層画像が表示・操作盤17のCRT上に表示される。
ところで、このように構成された、従来の磁気共鳴イメ
ージング装置には次のような不具合がある。すなわち、 (△)40〜50cIlの磁界均一空間を実現させるた
めに、巨大な全身用マグネツ1〜を必要とする。
ージング装置には次のような不具合がある。すなわち、 (△)40〜50cIlの磁界均一空間を実現させるた
めに、巨大な全身用マグネツ1〜を必要とする。
このため、
■ マグネットの製造コストが高くなり、診断装置をも
含めたシステム価格が高額となりユーザの購売力を超え
てしまう。
含めたシステム価格が高額となりユーザの購売力を超え
てしまう。
■マグネッ1〜が大型・重量物であるため、既存の診断
室には設置できず、建屋改造するか新らしい建屋を作る
必要が生ずる。
室には設置できず、建屋改造するか新らしい建屋を作る
必要が生ずる。
以上のため、磁気共鳴イメージング装置が広く普及する
ことを阻害している。
ことを阻害している。
(8)スベクトロスコご−を実施する場合、1.5〜2
テスラの高磁界において0.lppmレベルの高均一度
を必要とする。このためマグネットは超電導型となる。
テスラの高磁界において0.lppmレベルの高均一度
を必要とする。このためマグネットは超電導型となる。
ところが、一般に、超電導方式は前記の如く、電流リー
ドを取り除いた永久電流モードで運転するために磁界を
可変にする事が困難である。そのため、磁界は水素原子
核のイメージングの時は0.2〜0,6テスラ、リン等
のスペクトロスコピーの時は1.5〜2テスラというよ
うに、それぞれの専用装置を使用している。
ドを取り除いた永久電流モードで運転するために磁界を
可変にする事が困難である。そのため、磁界は水素原子
核のイメージングの時は0.2〜0,6テスラ、リン等
のスペクトロスコピーの時は1.5〜2テスラというよ
うに、それぞれの専用装置を使用している。
よって、水素原子核イメージングとスペクトロスコピー
を同一装置で行なう事が困難である。
を同一装置で行なう事が困難である。
(C)患者は、非常に狭いマグネットボアー内部にすっ
ぽりと、j5おわれてしまうため開所恐怖症を呈するこ
とが多い。
ぽりと、j5おわれてしまうため開所恐怖症を呈するこ
とが多い。
[発明の目的]
本発明は上記の事情に基づいてなされたもので、その目
的は、小型・軽量で据付容易、取扱い容易。
的は、小型・軽量で据付容易、取扱い容易。
低価格9診断中に患者の心理的圧迫感がない装置でしか
も水素原子核イメージングおよびリン等のスペクトロス
コピーが同一装置で可能な普及型となし得る磁気共鳴イ
メージング装置を提供することにある。
も水素原子核イメージングおよびリン等のスペクトロス
コピーが同一装置で可能な普及型となし得る磁気共鳴イ
メージング装置を提供することにある。
[発明の概要コ
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、上記目的を
達成するために、静磁場マグネットは狭領域磁場均一空
間を発生する1組のへルムホルツ型の構成であり、この
静磁場マグネットを3次元方向任意に移動させるマグネ
ット駆動装置と、被検体載置用ベッドを上下方向に移動
させるベッド移動駆動装置と、これらの駆動制御および
この駆動制御に連動した画像処理制御とを実行する中央
制器装置とを具備したことを特徴とする。
達成するために、静磁場マグネットは狭領域磁場均一空
間を発生する1組のへルムホルツ型の構成であり、この
静磁場マグネットを3次元方向任意に移動させるマグネ
ット駆動装置と、被検体載置用ベッドを上下方向に移動
させるベッド移動駆動装置と、これらの駆動制御および
この駆動制御に連動した画像処理制御とを実行する中央
制器装置とを具備したことを特徴とする。
[発明の実施例]
以下本発明の磁気共鳴イメージング装置を第1図〜第7
図に示す実施例に従い説明する。
図に示す実施例に従い説明する。
第1図は第1の実施例の構成図である。
19.20はそれぞれ上部マグネット、下部マグネット
であり、図示しない超電導コイル、クライオスタット、
冷媒により構成されている。これにマグネット19.2
0のコイルはいわゆるヘルムホルツ配置をしておりコイ
ル間の中心で均一磁界が得られる。
であり、図示しない超電導コイル、クライオスタット、
冷媒により構成されている。これにマグネット19.2
0のコイルはいわゆるヘルムホルツ配置をしておりコイ
ル間の中心で均一磁界が得られる。
このマグネット19.20の間に患者1およびベッド2
が図示の如く配置される。後述する密着形のRFコイル
3をRF送受信兼用に使用すれば、上下マグネット19
.20の間隔は人体が間に入る程度空いていれば良く、
この場合、装置全体をコンパクトにするために、この間
隔はできるだけ小さくとった方が良い。例えば、50c
m程度にとることができる。するとヘルムホルツ配置さ
れるコイルの形状は、′R磁気解析により決定され、こ
の場合、マグネットの外径は約1.4m程度と比較的小
型になる。
が図示の如く配置される。後述する密着形のRFコイル
3をRF送受信兼用に使用すれば、上下マグネット19
.20の間隔は人体が間に入る程度空いていれば良く、
この場合、装置全体をコンパクトにするために、この間
隔はできるだけ小さくとった方が良い。例えば、50c
m程度にとることができる。するとヘルムホルツ配置さ
れるコイルの形状は、′R磁気解析により決定され、こ
の場合、マグネットの外径は約1.4m程度と比較的小
型になる。
このように配置されたコイルの発生磁界を、よく知られ
たビオサバールの法則にのっとって解析すれば、20a
xERH下であれば50〜1100ppの均一度が容易
に達成できる事がわかる。よって、18に示す磁界均一
空間は20 cm球に於いて50〜100pplとなる
。従って、従来の如く磁場補正用のシムコイルは不用と
なる。これらマグネット19.20により発生する静磁
界方向10は患者体軸と直角となる。
たビオサバールの法則にのっとって解析すれば、20a
xERH下であれば50〜1100ppの均一度が容易
に達成できる事がわかる。よって、18に示す磁界均一
空間は20 cm球に於いて50〜100pplとなる
。従って、従来の如く磁場補正用のシムコイルは不用と
なる。これらマグネット19.20により発生する静磁
界方向10は患者体軸と直角となる。
上部マグネット19は上部マグネット支え21゜上部マ
グネッl−Y方向駆動部22.上部マグネット2方向駆
動部23を介して支柱24に取付けられている。同様に
、下部マグネット20は下部マグネット支え25.下部
マグネットY方向駆動部26、下部マグットZ方向駆動
部27を介して支柱24に取付けられている。支柱24
の最下部にはマグネットX方向駆動部28がついており
、これは、ガイド29上に乗っている。
グネッl−Y方向駆動部22.上部マグネット2方向駆
動部23を介して支柱24に取付けられている。同様に
、下部マグネット20は下部マグネット支え25.下部
マグネットY方向駆動部26、下部マグットZ方向駆動
部27を介して支柱24に取付けられている。支柱24
の最下部にはマグネットX方向駆動部28がついており
、これは、ガイド29上に乗っている。
ベッド2にはベッド上下駆動部30が設けられている。
これら駆動部は、例えば、油圧開溝により駆動する。そ
れぞれの駆動部は、位置検出装置を有している、例えば
、レーザ発振・受信装置31およびレーザ反射板32よ
り成るレーザドツプラー効果を利用した装置である。
れぞれの駆動部は、位置検出装置を有している、例えば
、レーザ発振・受信装置31およびレーザ反射板32よ
り成るレーザドツプラー効果を利用した装置である。
33は上部マグネットY方向位置検出装置。
34は上部マグネッ1−2方向位置検出装置、35は下
部マグネットY方向位置検出装置、36は下部マグネッ
トZ方向位置検出装置237はマグネットX方向位置検
出装置、38はベッド上下位置検出装置を示す。マグネ
ット駆動部21.22゜23.24,25.26.27
.28.29および位置検出器33.34.35.36
.37を総称してマグネット駆動装置!49と呼ぶ。又
、ベッド上下駆動部30および位置検出装置を総称して
ベッド駆動装置50と呼ぶ。39.40はそれぞれ上部
グラジェントコイル、下部グラジェントコイルを示す。
部マグネットY方向位置検出装置、36は下部マグネッ
トZ方向位置検出装置237はマグネットX方向位置検
出装置、38はベッド上下位置検出装置を示す。マグネ
ット駆動部21.22゜23.24,25.26.27
.28.29および位置検出器33.34.35.36
.37を総称してマグネット駆動装置!49と呼ぶ。又
、ベッド上下駆動部30および位置検出装置を総称して
ベッド駆動装置50と呼ぶ。39.40はそれぞれ上部
グラジェントコイル、下部グラジェントコイルを示す。
各々、上下マグネット内部ボアー内に収納される構造を
有している。例えば、第6図にその一実11A例を示t
、 G Zコイル41は、−組の円形コイル、GXコ
イル42.GYコイル43はともに鞍形−」イルであり
、図示の如く上部と下部に分離して岑ワクに巻線、含浸
されている。
有している。例えば、第6図にその一実11A例を示t
、 G Zコイル41は、−組の円形コイル、GXコ
イル42.GYコイル43はともに鞍形−」イルであり
、図示の如く上部と下部に分離して岑ワクに巻線、含浸
されている。
3はRFコイルを示す。第7図にその一実施例を示づ゛
。第7図(a >は断面図、第7図(b)は斜視図であ
り、44はオスRFコイル、45はメスRFコイル、4
6はコイル接合部、47はカバーをそれぞね示プ。RF
コイル3は2分割されており、頭部用の場合は頭部にホ
ゾイー用の場合はボディーに、脚部用の場合は足にそれ
ぞれ密着する形状を有している。
。第7図(a >は断面図、第7図(b)は斜視図であ
り、44はオスRFコイル、45はメスRFコイル、4
6はコイル接合部、47はカバーをそれぞね示プ。RF
コイル3は2分割されており、頭部用の場合は頭部にホ
ゾイー用の場合はボディーに、脚部用の場合は足にそれ
ぞれ密着する形状を有している。
オスRFコイル44とメスRFコイル46はコイル接合
部46にて結合され一つのソレノイドコイル4Bとなる
。接合部には、絶縁および補強のためのカバー47がつ
いている。このRFコイル3は、1つのソレノイドで送
信、受信を兼用するものである。
部46にて結合され一つのソレノイドコイル4Bとなる
。接合部には、絶縁および補強のためのカバー47がつ
いている。このRFコイル3は、1つのソレノイドで送
信、受信を兼用するものである。
次に上記のように構成された本実施例のfa気共鳴イメ
ージング装覆の作用を説明する。
ージング装覆の作用を説明する。
第2図は本実施例の磁気共鳴イメージング装置のシステ
ム構成を示すブロック図である。
ム構成を示すブロック図である。
第3図は本実施例の磁気共鳴イメージング装置の動作を
示すフローチャートである。
示すフローチャートである。
第4図は本実施例の磁気共鳴イメージング装置のマグネ
ット駆動を示す図である。
ット駆動を示す図である。
第2図に於いて、各駆動部22,23,26゜27.2
8.30は中央制御装置14からの指令により動作する
。各位置検出装置!33,34゜35.36,37.3
8はその位置信号を中央制御装置14に入力する。
8.30は中央制御装置14からの指令により動作する
。各位置検出装置!33,34゜35.36,37.3
8はその位置信号を中央制御装置14に入力する。
中央制御装置14からの指令により静磁場励磁11i1
18が動作し上下マグネット19.20を励消磁する。
18が動作し上下マグネット19.20を励消磁する。
運転中この制御を行なうために電流り一ド9は、常に接
続されたままである。グラジェントGZコイル41.G
Xコイル、GYコイル41゜42.43、それらの電源
11.12.13及びRFコイル3、それらの発振・受
信装置15゜16と中央制御装置14との信号授受およ
び動作は、前述の従来例と同一なので、ここでは省略す
る。また、表示・操作盤17は中央制御装置14に接続
されている。
続されたままである。グラジェントGZコイル41.G
Xコイル、GYコイル41゜42.43、それらの電源
11.12.13及びRFコイル3、それらの発振・受
信装置15゜16と中央制御装置14との信号授受およ
び動作は、前述の従来例と同一なので、ここでは省略す
る。また、表示・操作盤17は中央制御装置14に接続
されている。
第3図に於いて、動作シーケンスが始まり、ステップS
1では診断開始前に上下マグネット(コイル)を定格値
、例えばO35テスラまで励磁する。ステップ$2で励
磁完了のアンサ−が励[a電a!8より中央制御装置1
4に入力されると、ステップS3で思考アクセス空間を
とるために上部マグネット1つが上部マグネットZ方向
駆動部23により上昇する。ステップS4で上部マグネ
ット2方向位置検出装置34により上限が検出されると
上昇停止する。この信号が中央制御装置14に入力され
る。そして、ステップS5で患者を乗せやすい様にベッ
ドが1鋳する。患者セットOKの表示が表示・操作盤1
7に出る。次にステップS6で患者がベッドにセットさ
れる。技師が退庁しゃすい位置までステップS9で位置
検出しつつベッドが上昇し、停止する。密着形RFIイ
ル3゜サーフエースコイル等をステップSmで診断部位
に合せて患部に装着する。この状態を第4図(a)に示
す。
1では診断開始前に上下マグネット(コイル)を定格値
、例えばO35テスラまで励磁する。ステップ$2で励
磁完了のアンサ−が励[a電a!8より中央制御装置1
4に入力されると、ステップS3で思考アクセス空間を
とるために上部マグネット1つが上部マグネットZ方向
駆動部23により上昇する。ステップS4で上部マグネ
ット2方向位置検出装置34により上限が検出されると
上昇停止する。この信号が中央制御装置14に入力され
る。そして、ステップS5で患者を乗せやすい様にベッ
ドが1鋳する。患者セットOKの表示が表示・操作盤1
7に出る。次にステップS6で患者がベッドにセットさ
れる。技師が退庁しゃすい位置までステップS9で位置
検出しつつベッドが上昇し、停止する。密着形RFIイ
ル3゜サーフエースコイル等をステップSmで診断部位
に合せて患部に装着する。この状態を第4図(a)に示
す。
次にステップSxxにより上部マグネット19を定位置
まで下降させる。そして、ステップ$12として下降完
了は上部マグネットZ方向位置検出装置34にて検出さ
れ、ステップ813にて画像収集準備完了どなる。この
状態を第4図(b)に示す。
まで下降させる。そして、ステップ$12として下降完
了は上部マグネットZ方向位置検出装置34にて検出さ
れ、ステップ813にて画像収集準備完了どなる。この
状態を第4図(b)に示す。
画し収集、つまりプロトンイメージング診断にあっては
、第10図に示す従来例と同様にして、グラジェントコ
イル39.40.RFIイル3゜’jラジxントコー(
ル’1llrAl 1.12.13.RF発振装置15
によりステップR8にて所要のパルスシーケンスを患部
に印加し、発生した磁気共鳴(MR)信号を中央制御装
置14に取込み、ここで画像処理し、表示・操作盤17
のCRT上に患部の断層画像を表示する。この場合、磁
界均一空間が20cm球のため画像領域もこの範囲とな
り全体像がつかめない。そこで、ステップR1〜R7で
はマグネット駆動装W149を用いて上、下部マグネッ
[・19.20を3次元各方向に移動さけ、各移動位置
における断薯画鍮をどろ、7尚、マグネットを移動ざ1
ヱる時は、常に」二部・下部のマグネット相対位置が初
期と一致する様に移動させねばならぬ。
、第10図に示す従来例と同様にして、グラジェントコ
イル39.40.RFIイル3゜’jラジxントコー(
ル’1llrAl 1.12.13.RF発振装置15
によりステップR8にて所要のパルスシーケンスを患部
に印加し、発生した磁気共鳴(MR)信号を中央制御装
置14に取込み、ここで画像処理し、表示・操作盤17
のCRT上に患部の断層画像を表示する。この場合、磁
界均一空間が20cm球のため画像領域もこの範囲とな
り全体像がつかめない。そこで、ステップR1〜R7で
はマグネット駆動装W149を用いて上、下部マグネッ
[・19.20を3次元各方向に移動さけ、各移動位置
における断薯画鍮をどろ、7尚、マグネットを移動ざ1
ヱる時は、常に」二部・下部のマグネット相対位置が初
期と一致する様に移動させねばならぬ。
このような方法により2Oc球の磁界均一空間であって
も測定部を移動させることにより全体領域の画像を取る
ことが可能となる。更らに、各位置での画像を中央制御
装置14のメモリー内に位置情報と一緒にかく納1,7
てお【二1ば、20c屑球の画像のみならず、これらを
合成4ることにより50cm球あるいはそれ以上の断音
画像を出力する事ができる。すなわち全身のスクリーニ
ングが本磁気共鳴イメージング装置で可能どなる。第4
図(C)は、頭部画像をとる時の状態を示す。52は頭
部用のR「コイル3を示す。尚、ステップR[lで画像
表示後は、ステップR9にて診断すべき領域の画像化が
完了したか否かを判定し、完了の場合は。
も測定部を移動させることにより全体領域の画像を取る
ことが可能となる。更らに、各位置での画像を中央制御
装置14のメモリー内に位置情報と一緒にかく納1,7
てお【二1ば、20c屑球の画像のみならず、これらを
合成4ることにより50cm球あるいはそれ以上の断音
画像を出力する事ができる。すなわち全身のスクリーニ
ングが本磁気共鳴イメージング装置で可能どなる。第4
図(C)は、頭部画像をとる時の状態を示す。52は頭
部用のR「コイル3を示す。尚、ステップR[lで画像
表示後は、ステップR9にて診断すべき領域の画像化が
完了したか否かを判定し、完了の場合は。
ステップR1で診断完了とする。また完了していない場
合は、ステップR1に戻る。次にステップR+iでスペ
クト[コスコビー診断を行なうと判定(指定)した場合
について、第5図を参照してその原理を説明する。
合は、ステップR1に戻る。次にステップR+iでスペ
クト[コスコビー診断を行なうと判定(指定)した場合
について、第5図を参照してその原理を説明する。
第5図(a )は、上部マグネット19.下部マグネッ
ト20により磁界均一空間18が形成され、これが20
cm球で50〜1o o ppmである状況を模式的
に磁力線で示している。第5図(b)は、上部マグネッ
ト1つの下面および下部マグネット20の上面にそれぞ
れスペクトロスコピー用磁性体53を配置した場合を示
す。この時、中心磁界はスベクトロスコご−に必要とさ
れる1、5テスラにセラ1〜されている。スペクトロス
コピーは高磁界と共に高均一附界が要求される。そのた
め磁性体53により図示の如く磁力線を整合集中させス
ペクトロスコピー用磁界均一空間54を形成させる。こ
の空間均一啜はo、ippmのオーダである。ここで、
空間54の大きさは問題にしない。
ト20により磁界均一空間18が形成され、これが20
cm球で50〜1o o ppmである状況を模式的
に磁力線で示している。第5図(b)は、上部マグネッ
ト1つの下面および下部マグネット20の上面にそれぞ
れスペクトロスコピー用磁性体53を配置した場合を示
す。この時、中心磁界はスベクトロスコご−に必要とさ
れる1、5テスラにセラ1〜されている。スペクトロス
コピーは高磁界と共に高均一附界が要求される。そのた
め磁性体53により図示の如く磁力線を整合集中させス
ペクトロスコピー用磁界均一空間54を形成させる。こ
の空間均一啜はo、ippmのオーダである。ここで、
空間54の大きさは問題にしない。
なぜなら、小さくてもマグネット駆!IJ装置により、
この空間54を任意の位置にもってこられるからである
。第4図(d )はこの状態を示す。
この空間54を任意の位置にもってこられるからである
。第4図(d )はこの状態を示す。
再び第3図に戻り、ステップ01〜012によりスペク
トロスコピー診断の動作を説明する。まず、ステップ0
1では、先に実施した全体のスクリーニング画像により
スペクトロスコピー診断が必要な部位を選びその空間位
置情報を中央制御装置14に入力する、そして、ステッ
プ02でマグネットを減磁して、磁界を雪にする。これ
は磁性体53をセットするために必要である。ステップ
o3により零となったところで磁性体53を第4図(d
)の位置にセットする。次にステップ04で所要の磁
場強度、例えば1.5デスラまでマグネット19.20
を励磁する。そして05ステツプで先に入力した位置情
報に基づき、ステップo6にて患部位置にマグネットを
移動させ、ここで、ステップo7として患部のスペクト
ル線図又はイメージをとる。ここで、ステップ08で診
断すべき領域の画像入力が完了でないと判定されるとス
テップ06に戻り、ここでは、再びマグネット駆動装置
49によりマグネットを移動させ、スペクトロスコピー
用磁界均一空間を患部内で移動させて各位置でのスペク
トロスコピーをとる。先のスクリーニングと同様に各位
置情報と共にスペクトロスコピー情報を中央制御I装置
14に格納しておけば、これらを合成して広域でのスペ
クトル画像を表現することができる(ステップOe )
。
トロスコピー診断の動作を説明する。まず、ステップ0
1では、先に実施した全体のスクリーニング画像により
スペクトロスコピー診断が必要な部位を選びその空間位
置情報を中央制御装置14に入力する、そして、ステッ
プ02でマグネットを減磁して、磁界を雪にする。これ
は磁性体53をセットするために必要である。ステップ
o3により零となったところで磁性体53を第4図(d
)の位置にセットする。次にステップ04で所要の磁
場強度、例えば1.5デスラまでマグネット19.20
を励磁する。そして05ステツプで先に入力した位置情
報に基づき、ステップo6にて患部位置にマグネットを
移動させ、ここで、ステップo7として患部のスペクト
ル線図又はイメージをとる。ここで、ステップ08で診
断すべき領域の画像入力が完了でないと判定されるとス
テップ06に戻り、ここでは、再びマグネット駆動装置
49によりマグネットを移動させ、スペクトロスコピー
用磁界均一空間を患部内で移動させて各位置でのスペク
トロスコピーをとる。先のスクリーニングと同様に各位
置情報と共にスペクトロスコピー情報を中央制御I装置
14に格納しておけば、これらを合成して広域でのスペ
クトル画像を表現することができる(ステップOe )
。
先に述べた水素原子核イメージングによるスクリーニン
グおよび診断と、今述べたスペクトロスコピー診断と一
連の診断が終了し、ステップO■で次の患者が無い場合
、夜間等でしばらく装置の運転を停止する時は、ステッ
プ011 として環境への磁場の影響および安全性を考
慮してマグネットは消磁し、ステップ012でシステム
停止としておく。この目的のためにも、励磁N源8とマ
グネット19.20は電流リード9を介して常時接続さ
れている。
グおよび診断と、今述べたスペクトロスコピー診断と一
連の診断が終了し、ステップO■で次の患者が無い場合
、夜間等でしばらく装置の運転を停止する時は、ステッ
プ011 として環境への磁場の影響および安全性を考
慮してマグネットは消磁し、ステップ012でシステム
停止としておく。この目的のためにも、励磁N源8とマ
グネット19.20は電流リード9を介して常時接続さ
れている。
以上説明したように本実施例によれば、つぎのような効
果がある。
果がある。
■ マグネット駆動装置49により磁界均一空間を患者
体内任意位置に移動させる事ができるので、ホールボデ
ィを画像化する場合でも従来の如き50α球という広大
な磁界均一空間は必要とせず2OcII1球以下で50
〜1100ppの磁界均一空間があれば従来装置と同等
以上の性能を発揮できる。
体内任意位置に移動させる事ができるので、ホールボデ
ィを画像化する場合でも従来の如き50α球という広大
な磁界均一空間は必要とせず2OcII1球以下で50
〜1100ppの磁界均一空間があれば従来装置と同等
以上の性能を発揮できる。
このように狭い磁界均一空間であれば充分なので、これ
を発生させるマグネットは、1組のへルムホルツマグネ
ット19.20ですみ、従来の巨大なマグネットに比べ
て小型・軽量化できるという効果がある。
を発生させるマグネットは、1組のへルムホルツマグネ
ット19.20ですみ、従来の巨大なマグネットに比べ
て小型・軽量化できるという効果がある。
■ 比較的小型のへルムホルツ型空心コイル19.20
を患者体軸と垂直方向に設置し、グラジェントコイル3
9.40は、この空心コイルポアー内に収納させ、更ら
にRFコイル3は密着型としたので、従来装置にみられ
る患者が装置空洞に挿入されるという不安感を伴う感覚
がなくなり、患者は装置からの圧迫を受けぬ状態で診断
される。
を患者体軸と垂直方向に設置し、グラジェントコイル3
9.40は、この空心コイルポアー内に収納させ、更ら
にRFコイル3は密着型としたので、従来装置にみられ
る患者が装置空洞に挿入されるという不安感を伴う感覚
がなくなり、患者は装置からの圧迫を受けぬ状態で診断
される。
よって、閉所恐怖症などの心理的圧迫感なしに診断でき
るという効果がある。
るという効果がある。
■ 上部マグネット19と下部マグネット20とが独立
に駆動し、ベッド2も上下方向に駆動できるので、患者
を設置する時は床面近くで、患者に対して技師がアクセ
スするときは、技師が作業しやすい位置に、又患者に対
してRFコイル3を取付けるなどの作業時は、上部コイ
ル19を上限まで上昇させる事により充分に広いアクセ
ス空間がとれる等、診断のための段取り作業がしやすい
という効果がある。
に駆動し、ベッド2も上下方向に駆動できるので、患者
を設置する時は床面近くで、患者に対して技師がアクセ
スするときは、技師が作業しやすい位置に、又患者に対
してRFコイル3を取付けるなどの作業時は、上部コイ
ル19を上限まで上昇させる事により充分に広いアクセ
ス空間がとれる等、診断のための段取り作業がしやすい
という効果がある。
■ 装置が小型・軽量化しているため、本実施例の磁気
共鳴イメージング装置の設置スペースはタテ3rrL×
ヨコ2mx高さ2mあれば充分である。
共鳴イメージング装置の設置スペースはタテ3rrL×
ヨコ2mx高さ2mあれば充分である。
またサイトに本装置を据付ける時は、上部マグネット1
9.下部マグネット20.マグネット駆動装置49.ガ
イド29.ベッド2をそれぞれ分解して搬入し、サイト
組立可能なので、一般の中小病院の既存診断室を何ら改
造することなくそのまま使用できるという効果がある。
9.下部マグネット20.マグネット駆動装置49.ガ
イド29.ベッド2をそれぞれ分解して搬入し、サイト
組立可能なので、一般の中小病院の既存診断室を何ら改
造することなくそのまま使用できるという効果がある。
■ 励磁電源とマグネット19.20を常時接続したま
まの超電導マグネットシステムであるため、磁界を例え
ば0.5テスラから1.5テスラまで変化することがで
きることと、磁界内に磁性体を配置する事によりスペク
トロスコピーに要求される磁界均一空間を得ることがで
きることと、この磁界均一空間が非常に狭くてもマグネ
ット駆動装置49により、患部内の任意位置にこの磁界
均一空間をセットすることができるという事により1台
の装置で水素原子核イメージングとリンなどのスペクト
ロスコピーが同時にとれるという効果がある。
まの超電導マグネットシステムであるため、磁界を例え
ば0.5テスラから1.5テスラまで変化することがで
きることと、磁界内に磁性体を配置する事によりスペク
トロスコピーに要求される磁界均一空間を得ることがで
きることと、この磁界均一空間が非常に狭くてもマグネ
ット駆動装置49により、患部内の任意位置にこの磁界
均一空間をセットすることができるという事により1台
の装置で水素原子核イメージングとリンなどのスペクト
ロスコピーが同時にとれるという効果がある。
次に本発明の第2の実施例を第8図で説明する。
第1図にて説明した第1の実施例の磁気共鳴イメージン
グ装置の上・下部マグネット19.20のどちらか一方
をコイル等価磁性体55に置き換える。第8図(b )
は、下部マグネット20をこれに置き換えた場合を示し
ている。
グ装置の上・下部マグネット19.20のどちらか一方
をコイル等価磁性体55に置き換える。第8図(b )
は、下部マグネット20をこれに置き換えた場合を示し
ている。
第8図(a )は、上部マグネット19のみの場合の磁
力線を模式的に示したものである。この場合、患者部位
では診断に必要とされる50〜100pprAの磁界均
一空間18は得られぬ。そこで、第8図(b)に示す如
くコイル′s(i!5vtl性体を配置し、磁力線が整
合・集中するようにすれば、患名部位に、診断に必要と
される磁界均一空間18が得られる。第1の実施例と比
べて上部マグネットのコイルのアンペアターンを増大さ
せねばならぬが、超電導コイルを使用すれば、マグネッ
ト断面積に対するコイル導体断面積は比較的小ざいので
、アンペアターンを増大しても、マグネットそのものが
第1の実施例に比べて大きくなることはない。
力線を模式的に示したものである。この場合、患者部位
では診断に必要とされる50〜100pprAの磁界均
一空間18は得られぬ。そこで、第8図(b)に示す如
くコイル′s(i!5vtl性体を配置し、磁力線が整
合・集中するようにすれば、患名部位に、診断に必要と
される磁界均一空間18が得られる。第1の実施例と比
べて上部マグネットのコイルのアンペアターンを増大さ
せねばならぬが、超電導コイルを使用すれば、マグネッ
ト断面積に対するコイル導体断面積は比較的小ざいので
、アンペアターンを増大しても、マグネットそのものが
第1の実施例に比べて大きくなることはない。
本実施例の作用は第1の実1例と同様である。
本実施例の効果は、第1の実施例と同様の効果があると
同時に、マグネットを1つにすることができるので大幅
なコストダウンが図ら札るという効果がある。
同時に、マグネットを1つにすることができるので大幅
なコストダウンが図ら札るという効果がある。
次に本発明の第3の実施例を第9図で説明する。
第1の実施例のマグネット駆動装置の機能の内、上部マ
グネットY方向駆動、下部マグネットY方向駆動、上部
マグネットX方向駆動、下部マグネットX方向駆動を除
去し、かわりに、これら機能をベッド駆動装置に付加す
る。すなわち、ベッドY方向駆動部57.ベッドY方向
位置検出装置58、ベッドX方向駆動部59.ベッドX
方向位置検出装置60がベッド駆り装置に付加される。
グネットY方向駆動、下部マグネットY方向駆動、上部
マグネットX方向駆動、下部マグネットX方向駆動を除
去し、かわりに、これら機能をベッド駆動装置に付加す
る。すなわち、ベッドY方向駆動部57.ベッドY方向
位置検出装置58、ベッドX方向駆動部59.ベッドX
方向位置検出装置60がベッド駆り装置に付加される。
本実施例の作用は、マグネッ]−が移動することをベッ
ドが移動する事におきかえれば、第1の実施例と同様に
なる。又、効果も第1の実施例と同様となる。
ドが移動する事におきかえれば、第1の実施例と同様に
なる。又、効果も第1の実施例と同様となる。
以上本発明の実施例は、マグネット配置に対して、その
発生磁界が体軸に対して垂直になる場合を説明してきた
が、第10図(a )に示す如く、体軸と平行な方向で
も同様の効甲が得られるし、体軸に垂直であっても第1
0図(b)の如くマグネットを垂直に立てた構造として
も効果は同等である事は明らかである。
発生磁界が体軸に対して垂直になる場合を説明してきた
が、第10図(a )に示す如く、体軸と平行な方向で
も同様の効甲が得られるし、体軸に垂直であっても第1
0図(b)の如くマグネットを垂直に立てた構造として
も効果は同等である事は明らかである。
以上述べたように本発明によれば、比較的狭い磁界均一
空間を発生させる1組の空心へルムホルツ型マグネット
とこのマグネットを常時磁界変化できる励磁電源と、マ
グネット駆動装置と、ベッド駆動装置とから構成されて
いるので、小型・計量・低コストで取扱い・据付容易で
、患者への心理的圧迫感がなくしかも水素原子核イメー
ジングおよびリン等のスペクトロスコピーが同時に実施
可能で普及型とし得る磁気共鳴イメージング装置を提供
できる。
空間を発生させる1組の空心へルムホルツ型マグネット
とこのマグネットを常時磁界変化できる励磁電源と、マ
グネット駆動装置と、ベッド駆動装置とから構成されて
いるので、小型・計量・低コストで取扱い・据付容易で
、患者への心理的圧迫感がなくしかも水素原子核イメー
ジングおよびリン等のスペクトロスコピーが同時に実施
可能で普及型とし得る磁気共鳴イメージング装置を提供
できる。
第1図は本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の一実
施例を示す構成図、第2図は同実施例のシステム構成を
示すブロック図、第3図は同実施例の動作を示す流れ図
、第4図は同実施例の動作を示す図、第5図は同実施例
のスペクトロスコピー診断時の磁界補正法を示す原理図
、第6図は同実施例のグラジェントコイルを示す構成図
、第7図は同実施例のRFトコルを示す構成図、第8図
は第2の実施例を示す原理図、第9図は第3の実施例を
示す構成図、第10図はマグネット配置に関する他の実
施例を示す構成図、第11図は従来の磁気共鳴イメージ
ング装置を示す構成図である。 1・・・患者、2・・・ベッド、3・・・RFトコル、
4・・・シムコイル、5・・・グラジェントコイル、6
・・・全身用マグネット、7・・・常温ボアー、8・・
・静磁場励磁電源、9・・・電流リード、10・・・静
磁場方向、11・・・GX励磁l!源、12・・・GY
励磁電源、13・・・GZ励6り電源、14・・・中央
制御装置、15・・・RF発振装置、16・・・RF受
信装置、17・・・表示・操作盤、18・・・磁界均一
空間、1つ・・・上部マグネット、20・・・下部マグ
ネット、21・・・土部マグネット支え、22・・・上
部マグネットY方向駆動部、23・・・上部マグネット
Z方向駆動部、24・・・支柱、25・・・下部マグネ
ット支え、26・・・下部マグネットY方向駆動部、2
7・・・下部マグネットZ方向駆動部、28・・・マグ
ネットX方向駆動部、29・・・ガイド、30・・・ベ
ッド上下駆動部、31・・・レーザ発振・受信装置、3
2・・・レーザ反射板、33・・・上部マグネットY方
向位置検出装置、34・・・上部マグネットZ方向位置
検出装置、35・・・下部マグネットY方向位U検出装
置、36・・・下部マグネット7方向位置検出装置、3
7・・・マグネットX方向位置検出装置、38・・・ベ
ッド上下位置検出装置、3つ・・・上部グランジェント
コイル、40・・・下部グラジェントコイル、41・・
・GZコイル、42・・・GXコイル、43・・・GY
コイル、44・・・オスRFコイル、45・・・メスR
Fコイル、46・・・コイル接合部、49・・・カバー
、48・・・ソレノイドコイル、4つ・・・マグネット
駆動装置、50・・・ベッド駆動装置、51・・・ボデ
ィmmRFコイル、52・・・頭部用RFコイル、53
・・・スペクトロスコピー用磁性体、54・・・スペク
トロスコピー用磁界均一空間、55・・・コイル等価磁
性体、56・・・マグネット、57・・・ベッドY方向
駆動部、58・・・ベッドY方向位置検出装置、59・
・・ベッドX方向駆動部、60・・・ベッドX方向位置
検出装置。 出願人代理人 弁理士 鈴江武彦 第1図 (a) 区二二二m]]−19 ら1 第4図 (a)(b) 第5図 第6図 (a) 第7図 N 8 図 第 9 図 第10@
施例を示す構成図、第2図は同実施例のシステム構成を
示すブロック図、第3図は同実施例の動作を示す流れ図
、第4図は同実施例の動作を示す図、第5図は同実施例
のスペクトロスコピー診断時の磁界補正法を示す原理図
、第6図は同実施例のグラジェントコイルを示す構成図
、第7図は同実施例のRFトコルを示す構成図、第8図
は第2の実施例を示す原理図、第9図は第3の実施例を
示す構成図、第10図はマグネット配置に関する他の実
施例を示す構成図、第11図は従来の磁気共鳴イメージ
ング装置を示す構成図である。 1・・・患者、2・・・ベッド、3・・・RFトコル、
4・・・シムコイル、5・・・グラジェントコイル、6
・・・全身用マグネット、7・・・常温ボアー、8・・
・静磁場励磁電源、9・・・電流リード、10・・・静
磁場方向、11・・・GX励磁l!源、12・・・GY
励磁電源、13・・・GZ励6り電源、14・・・中央
制御装置、15・・・RF発振装置、16・・・RF受
信装置、17・・・表示・操作盤、18・・・磁界均一
空間、1つ・・・上部マグネット、20・・・下部マグ
ネット、21・・・土部マグネット支え、22・・・上
部マグネットY方向駆動部、23・・・上部マグネット
Z方向駆動部、24・・・支柱、25・・・下部マグネ
ット支え、26・・・下部マグネットY方向駆動部、2
7・・・下部マグネットZ方向駆動部、28・・・マグ
ネットX方向駆動部、29・・・ガイド、30・・・ベ
ッド上下駆動部、31・・・レーザ発振・受信装置、3
2・・・レーザ反射板、33・・・上部マグネットY方
向位置検出装置、34・・・上部マグネットZ方向位置
検出装置、35・・・下部マグネットY方向位U検出装
置、36・・・下部マグネット7方向位置検出装置、3
7・・・マグネットX方向位置検出装置、38・・・ベ
ッド上下位置検出装置、3つ・・・上部グランジェント
コイル、40・・・下部グラジェントコイル、41・・
・GZコイル、42・・・GXコイル、43・・・GY
コイル、44・・・オスRFコイル、45・・・メスR
Fコイル、46・・・コイル接合部、49・・・カバー
、48・・・ソレノイドコイル、4つ・・・マグネット
駆動装置、50・・・ベッド駆動装置、51・・・ボデ
ィmmRFコイル、52・・・頭部用RFコイル、53
・・・スペクトロスコピー用磁性体、54・・・スペク
トロスコピー用磁界均一空間、55・・・コイル等価磁
性体、56・・・マグネット、57・・・ベッドY方向
駆動部、58・・・ベッドY方向位置検出装置、59・
・・ベッドX方向駆動部、60・・・ベッドX方向位置
検出装置。 出願人代理人 弁理士 鈴江武彦 第1図 (a) 区二二二m]]−19 ら1 第4図 (a)(b) 第5図 第6図 (a) 第7図 N 8 図 第 9 図 第10@
Claims (7)
- (1)静磁場マグネットにより発生させた静磁場内に被
検体を配置すると共に該静磁場にグラジェントコイルに
より発生した傾斜磁場を重畳し且つRFコイルにより励
起回転磁場を印加することにより磁気共鳴現象を生じせ
しめ、上記被検体の断層面内の特定の原子核のイメージ
ングあるいはスペクトロスコピーを画像処理により実施
する磁気共鳴イメージング装置において、静磁場マグネ
ットは狭領域磁場均一空間を発生する1組の空心ヘルム
ホルツ型の構成であり、この静磁場マグネットを3次元
方向任意に移動させるマグネット駆動装置と、被検体載
置用ベッドを上下方向に移動させるベッド駆動装置と、
これらの駆動制御およびこの駆動制御に連動した画像処
理制御とを実行する中央制御装置とを具備したことを特
徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - (2)静磁場マグネットにより発生させる磁界均一空間
は、20cm球以下であり、均一度は100ppm以下
であ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。 - (3)静磁場マグネットは、上下方向に駆動し、ベッド
は3次元方向任意に移動できる構成であることを特徴と
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。 - (4)静磁場マグネットは、一つのコイルと、これによ
って発生する磁界と垂直に該コイルと相対峙して配置さ
れた一つの磁性体板とにより構成されたことを特徴とす
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。 - (5)静磁場マグネットは、超電導マグネットであり、
このマグネットは励磁電源と常に接続され且つ磁界均一
度を向上させるための磁性体がマグネット内に配置され
ていることにより、イメージングとスペクトロスコピー
との兼用に構成されてな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。 - (6)グラジェントコイルは、分割されマグネットボア
ー内に収納され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。 - (7)RFコイルは、コイル軸方向に分割された密着コ
イルであ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。
Priority Applications (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP60257937A JPS62117541A (ja) | 1985-11-18 | 1985-11-18 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
DE19863639140 DE3639140A1 (de) | 1985-11-18 | 1986-11-15 | Magnetisches resonanzsystem |
US07/186,709 US4875485A (en) | 1985-11-18 | 1988-04-19 | Magnetic resonance system |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP60257937A JPS62117541A (ja) | 1985-11-18 | 1985-11-18 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS62117541A true JPS62117541A (ja) | 1987-05-29 |
JPH0252498B2 JPH0252498B2 (ja) | 1990-11-13 |
Family
ID=17313270
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP60257937A Granted JPS62117541A (ja) | 1985-11-18 | 1985-11-18 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Country Status (3)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4875485A (ja) |
JP (1) | JPS62117541A (ja) |
DE (1) | DE3639140A1 (ja) |
Cited By (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS6470032A (en) * | 1987-08-19 | 1989-03-15 | Philips Nv | Inclined coil system for magnetic vibration apparatus |
JPH01146530A (ja) * | 1987-10-28 | 1989-06-08 | Univ California | 患者撮像領域への開放型アクセス部を有する磁気共鳴イメージング装置 |
JPH04312446A (ja) * | 1991-02-04 | 1992-11-04 | Univ California | ガントリー室内部に配置されるリアルタイムmr画像化システム及び方法 |
JPH06261876A (ja) * | 1992-09-24 | 1994-09-20 | Univ California | 患者へ近接かつ開放的にアクセス可能にするmriのc字型磁石中への患者の側方装填 |
WO2003094727A1 (fr) * | 2002-05-13 | 2003-11-20 | Hitachi Medical Corporation | Systeme d'imagerie par resonance magnetique |
JP2009501601A (ja) * | 2005-07-20 | 2009-01-22 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 磁気共鳴スペクトロスコピー |
Families Citing this family (122)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB2221995B (en) * | 1988-08-19 | 1992-12-09 | Picker Int Ltd | Magnetic resonance methods and apparatus |
US4985678A (en) * | 1988-10-14 | 1991-01-15 | Picker International, Inc. | Horizontal field iron core magnetic resonance scanner |
GB2226138B (en) * | 1988-12-09 | 1993-01-06 | Picker Int Ltd | Magnetic resonance apparatus |
US5207224A (en) * | 1988-12-09 | 1993-05-04 | Picker International, Ltd. | Magnetic resonance apparatus |
US5150710A (en) * | 1989-04-21 | 1992-09-29 | Webb Research Ii, Inc. | Variable position surface coil stabilizer for magnetic resonance imaging |
US5042487A (en) * | 1989-11-13 | 1991-08-27 | Marquardt Mark R | Examination unit including positionable patient chair, examination device and support system |
GB9002863D0 (en) * | 1990-02-08 | 1990-04-04 | Oxford Instr Ltd | Magnetic field generating assembly |
DE4010032C2 (de) * | 1990-03-29 | 1994-03-03 | Bruker Analytische Messtechnik | Magnetsystem |
US5153546A (en) * | 1991-06-03 | 1992-10-06 | General Electric Company | Open MRI magnet |
DE4119674A1 (de) * | 1991-06-14 | 1992-12-17 | Spectrospin Ag | Stellantrieb |
US6697659B1 (en) * | 1991-12-04 | 2004-02-24 | Bonutti 2003 Trust-A | Method of imaging a joint in a body of patient |
US5706813A (en) * | 1992-03-09 | 1998-01-13 | University Of Washington | Focal neurographic magnetic resonance imaging system |
US5247935A (en) * | 1992-03-19 | 1993-09-28 | General Electric Company | Magnetic resonance guided focussed ultrasound surgery |
JP3742662B2 (ja) * | 1992-08-05 | 2006-02-08 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | 開放形磁気共鳴イメージングに適した磁石 |
US5307039A (en) * | 1992-09-08 | 1994-04-26 | General Electric Company | Frustoconical magnet for magnetic resonance imaging |
US6023165A (en) * | 1992-09-28 | 2000-02-08 | Fonar Corporation | Nuclear magnetic resonance apparatus and methods of use and facilities for incorporating the same |
US5396171A (en) * | 1993-01-04 | 1995-03-07 | General Electric Company | Field mapping fixture for a superconducting magnet for imaging human limbs |
JP2757104B2 (ja) * | 1993-04-01 | 1998-05-25 | 信越化学工業株式会社 | 磁場発生装置 |
US5724970A (en) * | 1993-04-06 | 1998-03-10 | Fonar Corporation | Multipositional MRI for kinematic studies of movable joints |
US5345208A (en) * | 1993-05-26 | 1994-09-06 | General Electric Company | Pole face design for a C-shaped superconducting magnet |
WO1994029741A1 (en) * | 1993-06-04 | 1994-12-22 | University Of Washington | Focal neurographic magnetic resonance imaging system |
US5361764A (en) * | 1993-07-09 | 1994-11-08 | Grumman Aerospace Corporation | Magnetic resonance imaging foot coil assembly |
DE4324021C2 (de) * | 1993-07-17 | 1996-05-30 | Bruker Analytische Messtechnik | Therapietomograph |
US5646532A (en) * | 1993-09-20 | 1997-07-08 | Bruker Medizintechnik Gmbh | Partial body tomograph |
FR2710449B1 (fr) * | 1993-09-24 | 1995-11-10 | Crescenzo Eric | Dispositif de magnétisation ou de désaimantation d'un objet sans contact direct avec des pôles magnétiques ou des touches d'amenée de courant. |
US5365927A (en) * | 1993-11-02 | 1994-11-22 | General Electric Company | Magnetic resonance imaging system with pointing device |
US5423315A (en) * | 1993-11-22 | 1995-06-13 | Picker International, Inc. | Magnetic resonance imaging system with thin cylindrical uniform field volume and moving subjects |
US5381122A (en) * | 1994-01-14 | 1995-01-10 | General Electric Company | Open MRI magnet having a support structure |
US5410287A (en) * | 1994-04-05 | 1995-04-25 | General Electric Company | Open MRI magnet with uniform magnetic field |
US5492122A (en) * | 1994-04-15 | 1996-02-20 | Northrop Grumman Corporation | Magnetic resonance guided hyperthermia |
US5428292A (en) * | 1994-04-29 | 1995-06-27 | General Electric Company | Pancake MRI magnet with modified imaging volume |
DE4425997C1 (de) * | 1994-07-22 | 1996-01-25 | Bruker Analytische Messtechnik | Teilbares, bewegliches Gradientensystem für NMR-Tomographen |
GB2300712A (en) * | 1995-05-11 | 1996-11-13 | Elscint Ltd | Rotatable MRI magnet and patient support |
US20030195410A1 (en) * | 1995-08-10 | 2003-10-16 | James Winter | Method of treatment using magnetic resonance and apparatus therefor |
EP0766094B1 (de) * | 1995-09-28 | 2002-05-29 | Siemens Aktiengesellschaft | Magnetanordnung für ein diagnostisches Magnetresonanzgerät |
EP0774670B1 (de) * | 1995-11-16 | 2002-05-02 | Siemens Aktiengesellschaft | Magnetanordnung für ein diagnostisches Magnetresonanzgerät |
EP0788813B1 (en) * | 1996-02-15 | 2003-10-15 | Nihon Kohden Corporation | An apparatus for treating urinary incontinence |
US5735278A (en) * | 1996-03-15 | 1998-04-07 | National Research Council Of Canada | Surgical procedure with magnetic resonance imaging |
US5675305A (en) * | 1996-07-17 | 1997-10-07 | Picker International, Inc. | Multiple driven C magnet |
US6028429A (en) * | 1996-07-17 | 2000-02-22 | Fonar Corporation | Composite MRI antenna with reduced stray capacitance |
US5939883A (en) * | 1996-07-17 | 1999-08-17 | Fonar Corporation | Magnetic resonance imaging excitation and reception methods and apparatus |
US5900793A (en) * | 1997-07-23 | 1999-05-04 | Odin Technologies Ltd | Permanent magnet assemblies for use in medical applications |
US6150911A (en) * | 1996-07-24 | 2000-11-21 | Odin Technologies Ltd. | Yoked permanent magnet assemblies for use in medical applications |
US5677630A (en) * | 1996-10-21 | 1997-10-14 | General Electric Company | Planar superconducting MRI magnet |
IL119558A (en) | 1996-11-04 | 2005-11-20 | Odin Technologies Ltd | Multi-probe mri/mrt system |
WO1998046983A1 (en) | 1997-04-11 | 1998-10-22 | William Beaumont Hospital | Rapid magnetic resonance imaging and magnetic resonance angiography of multiple anatomical territories |
WO1998046132A1 (en) * | 1997-04-11 | 1998-10-22 | William Beaumont Hospital | Data acquisition for magnetic resonance imaging technique |
DE69840444D1 (de) | 1997-05-23 | 2009-02-26 | Prorhythm Inc | Wegwerfbarer fokussierender ultraschallapplikator hoher intensität |
US5935065A (en) * | 1997-06-27 | 1999-08-10 | Panacea Medical Laboratories | MRI system with peripheral access and inhomogeneous field |
US6411187B1 (en) | 1997-07-23 | 2002-06-25 | Odin Medical Technologies, Ltd. | Adjustable hybrid magnetic apparatus |
US6157278A (en) * | 1997-07-23 | 2000-12-05 | Odin Technologies Ltd. | Hybrid magnetic apparatus for use in medical applications |
US6097187A (en) * | 1997-08-21 | 2000-08-01 | Picker International, Inc. | MRI magnet with fast ramp up capability for interventional imaging |
WO1999015914A1 (en) * | 1997-09-25 | 1999-04-01 | Odin Technologies Ltd. | Magnetic apparatus for mri |
US6157853A (en) * | 1997-11-12 | 2000-12-05 | Stereotaxis, Inc. | Method and apparatus using shaped field of repositionable magnet to guide implant |
US6311082B1 (en) * | 1997-11-12 | 2001-10-30 | Stereotaxis, Inc. | Digital magnetic system for magnetic surgery |
US5923169A (en) * | 1997-11-18 | 1999-07-13 | Picker Nordstar Corporation | Magnetic resonance imaging system with floating pole pieces |
US7127802B1 (en) | 1997-11-21 | 2006-10-31 | Fonar Corporation | Method of fabricating a composite plate |
US6346816B1 (en) | 1997-11-26 | 2002-02-12 | Fonar Corporation | Method and apparatus for magnetic resonance imaging |
US7268553B1 (en) | 1997-11-26 | 2007-09-11 | Fonar Corporation | Method and apparatus for magnetic resonance imaging |
US6400157B1 (en) | 1997-11-26 | 2002-06-04 | Fonar Corporation | MRI methods and systems |
US6011396A (en) * | 1998-01-02 | 2000-01-04 | General Electric Company | Adjustable interventional magnetic resonance imaging magnet |
JP2002502648A (ja) * | 1998-02-09 | 2002-01-29 | オーディン・メディカル・テクノロジーズ・リミテッド | Mri又はmrtプローブで使用するための開いた磁石及び開いた磁気装置を設計するための方法 |
US6029081A (en) * | 1998-03-19 | 2000-02-22 | Picker International, Inc. | Movable magnets for magnetic resonance surgery |
US6208142B1 (en) | 1998-12-07 | 2001-03-27 | Transurgical, Inc. | Magnetic resonance apparatus and methods with shim adjustment |
DE29900512U1 (de) * | 1999-01-14 | 1999-04-22 | Siemens Ag | Magnetresonanzanlage für die intraoperative Bildgebung |
IT1309458B1 (it) * | 1999-02-10 | 2002-01-23 | Paramed S R L | Apparato per tomografo a risonanza magnetica. |
DE19923947A1 (de) * | 1999-05-25 | 2000-12-07 | Siemens Ag | Magnetresonanztomographiegerät, insbesondere für den interoperativen Einsatz |
GB0007018D0 (en) * | 2000-03-22 | 2000-05-10 | Akguen Ali | Magnetic resonance imaging apparatus and method |
US6946836B2 (en) * | 2000-04-25 | 2005-09-20 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging involving movement of patient's couch |
US7196519B2 (en) * | 2000-07-28 | 2007-03-27 | Fonar Corporation | Stand-up vertical field MRI apparatus |
US8190234B2 (en) | 2000-07-28 | 2012-05-29 | Fonar Corporation | Movable patient support with spatial locating feature |
US7697971B1 (en) * | 2000-07-28 | 2010-04-13 | Fonar Corporation | Positioning system for an MRI |
DE10128175B4 (de) * | 2001-06-11 | 2004-07-08 | Siemens Ag | Vorrichtung zur hochgenauen Verstellung und Positionierung einer Magnetstruktur |
US6934574B1 (en) * | 2001-06-21 | 2005-08-23 | Fonar Corporation | MRI scanner and method for modular patient handling |
US7408348B1 (en) | 2001-07-19 | 2008-08-05 | Fonar Corporation | Hand operated device for controlling characteristics of an MRI image, and the like |
US6944492B1 (en) | 2001-10-01 | 2005-09-13 | Fonar Corporation | Patient bed support for an open MRI system |
US7701209B1 (en) | 2001-10-05 | 2010-04-20 | Fonar Corporation | Coils for horizontal field magnetic resonance imaging |
US7906966B1 (en) | 2001-10-05 | 2011-03-15 | Fonar Corporation | Quadrature foot coil antenna for magnetic resonance imaging |
US7691251B2 (en) * | 2002-01-24 | 2010-04-06 | Scimist, Inc. | Mediated electrochemical oxidation and destruction of sharps |
US7123008B1 (en) | 2002-04-19 | 2006-10-17 | Fonar Corporation | Positional magnetic resonance imaging |
US8036730B1 (en) | 2002-04-19 | 2011-10-11 | Fonar Corporation | Temporal magnetic resonance imaging |
GB0212581D0 (en) * | 2002-05-30 | 2002-07-10 | Imp College Innovations Ltd | Medical analysis device |
DE10224192A1 (de) | 2002-05-31 | 2003-12-18 | Fraunhofer Ges Forschung | Bildgebendes NMR-Verfahren sowie NMR-Vorrichtung |
AU2003257309A1 (en) * | 2002-08-13 | 2004-02-25 | Microbotics Corporation | Microsurgical robot system |
US7215231B1 (en) * | 2002-08-16 | 2007-05-08 | Fonar Corporation | MRI system |
US7774046B2 (en) * | 2003-03-13 | 2010-08-10 | Stereotaxis, Inc. | Magnetic navigation system |
US8064984B2 (en) | 2003-03-18 | 2011-11-22 | Esaote S.P.A. | Magnetic resonance imaging apparatus |
KR100547265B1 (ko) * | 2003-03-31 | 2006-01-26 | 모승기 | 변조 기능을 갖는 펄스 자기 자극 생성 장치 및 방법 |
ES2265619T3 (es) * | 2003-07-11 | 2007-02-16 | Esaote S.P.A. | Aparato de resonancia magnetica nuclear. |
US7218106B2 (en) * | 2003-12-04 | 2007-05-15 | Kabushiki Kaisha Toshiba | MRI with automatic contour-controlled separation between RF coil and object being imaged |
US8195273B2 (en) | 2004-02-02 | 2012-06-05 | Esaote S.P.A. | Magnetic resonance imaging apparatus |
ITSV20040015A1 (it) * | 2004-04-07 | 2004-07-07 | Esaote Spa | Dispositivo porta-paziente, come un lettino od un tavolo oppure una poltrona, e per macchine a risonanza magnetica nucleare, macchina a rosonanza magnetica nucleare e metodo per l'acquisizione di immagini in risonanza magnetica nucleare |
US8401615B1 (en) | 2004-11-12 | 2013-03-19 | Fonar Corporation | Planar coil flexion fixture for magnetic resonance imaging and use thereof |
US20070018764A1 (en) * | 2005-07-19 | 2007-01-25 | Analisi Tecnologica Innovadora Per A Processos | Device and method for separating magnetic particles |
EP1962100A1 (en) * | 2007-02-20 | 2008-08-27 | Esaote S.p.A. | Magnetic structure for MRI machines and MRI machine particularly for orthopedic or rheumatologic applications |
WO2008140799A1 (en) * | 2007-05-10 | 2008-11-20 | Oni Medical Systems, Inc. | Dedicated system for msk joint imaging |
US9386939B1 (en) | 2007-05-10 | 2016-07-12 | Fonar Corporation | Magnetic resonance imaging of the spine to detect scoliosis |
JP5657858B2 (ja) * | 2007-09-21 | 2015-01-21 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴装置用ガントリおよび磁気共鳴装置 |
US8599215B1 (en) | 2008-05-07 | 2013-12-03 | Fonar Corporation | Method, apparatus and system for joining image volume data |
US10191127B2 (en) | 2012-10-31 | 2019-01-29 | Aspect Imaging Ltd. | Magnetic resonance imaging system including a protective cover and a camera |
US11278461B2 (en) | 2010-07-07 | 2022-03-22 | Aspect Imaging Ltd. | Devices and methods for a neonate incubator, capsule and cart |
US10076266B2 (en) | 2010-07-07 | 2018-09-18 | Aspect Imaging Ltd. | Devices and methods for a neonate incubator, capsule and cart |
US10794975B2 (en) | 2010-09-16 | 2020-10-06 | Aspect Imaging Ltd. | RF shielding channel in MRI-incubator's closure assembly |
DE202011051313U1 (de) | 2010-09-16 | 2011-11-23 | Aspect Magnet Technologies Ltd. | Geschlossenes Lebensunterstützungssystem für Frühgeborene |
DE202011051413U1 (de) * | 2010-09-29 | 2012-01-09 | Aspect Magnet Technologies Ltd. | Magnetresonanztomograf mit Magnetenanordnung zum praktischen Scannen von Versuchstieren |
US9655542B2 (en) | 2010-09-29 | 2017-05-23 | Aspect Imaging Ltd. | MRI with magnet assembly adapted for convenient scanning of laboratory animals with automated RF tuning unit |
US10292617B2 (en) | 2010-09-30 | 2019-05-21 | Aspect Imaging Ltd. | Automated tuning and frequency matching with motor movement of RF coil in a magnetic resonance laboratory animal handling system |
DE102010063128B3 (de) | 2010-12-15 | 2012-06-14 | Siemens Aktiengesellschaft | Magnetresonanzvorrichtung |
WO2013122984A1 (en) * | 2012-02-13 | 2013-08-22 | The Childrens Hospital Of Philadelphia | Magnetic field apparatus for creating uniform magnetic field for vascular magnetic intervention |
EP2839780A4 (en) * | 2012-04-20 | 2015-04-29 | Mitsubishi Electric Corp | SUPERCONDUCTING MAGNET AND METHOD OF ADJUSTING THE SAME |
US9551731B2 (en) * | 2012-12-02 | 2017-01-24 | Aspect Imaging Ltd. | Gantry for mobilizing an MRI device towards static patients |
US20140152310A1 (en) * | 2012-12-02 | 2014-06-05 | Aspect Imaging Ltd. | Gantry for mobilizing an mri device |
US9766310B1 (en) | 2013-03-13 | 2017-09-19 | Fonar Corporation | Method and apparatus for magnetic resonance imaging of the cranio-cervical junction |
DE202013105212U1 (de) | 2013-11-17 | 2013-12-19 | Aspect Imaging Ltd. | Schließvorrichtung eines MRT-Inkubators |
US11287497B2 (en) | 2016-08-08 | 2022-03-29 | Aspect Imaging Ltd. | Device, system and method for obtaining a magnetic measurement with permanent magnets |
US10224135B2 (en) | 2016-08-08 | 2019-03-05 | Aspect Imaging Ltd. | Device, system and method for obtaining a magnetic measurement with permanent magnets |
US11399732B2 (en) | 2016-09-12 | 2022-08-02 | Aspect Imaging Ltd. | RF coil assembly with a head opening and isolation channel |
US11369453B2 (en) * | 2019-01-31 | 2022-06-28 | Sino Canada Health Engineering Research Institute (Hefei) Ltd. | Moveable MRI system |
CN111505549A (zh) * | 2019-01-31 | 2020-08-07 | 中加健康工程研究院(合肥)有限公司 | 一种可移动的mri系统 |
EP3827746A1 (en) * | 2019-11-27 | 2021-06-02 | Siemens Healthcare GmbH | Workflow for a dedicated magnetic resonance imaging system |
US20220047883A1 (en) * | 2020-03-13 | 2022-02-17 | Dan Dietz | Sleeping apparatus with compressed static magnetic fields |
JP2022112260A (ja) * | 2021-01-21 | 2022-08-02 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Family Cites Families (23)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3263133A (en) * | 1966-07-26 | Superconducting magnet | ||
US3450952A (en) * | 1965-08-30 | 1969-06-17 | Varian Associates | Superconducting magnet apparatus |
US3617749A (en) * | 1970-01-12 | 1971-11-02 | Philips Corp | Column support for x-ray apparatus |
US4354499A (en) * | 1978-11-20 | 1982-10-19 | Damadian Raymond V | Apparatus and method for nuclear magnetic resonance scanning and mapping |
FI58868C (fi) * | 1979-06-01 | 1981-05-11 | Instrumentarium Oy | Nmr-diagnosanordning |
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 |
FR2475281A1 (fr) * | 1980-02-05 | 1981-08-07 | Radiologie Cie Gle | Aimant sans circuit magnetique, a haute homogeneite, notamment pour imagerie par resonance magnetique nucleaire |
JPS576347A (en) * | 1980-06-13 | 1982-01-13 | Toshiba Corp | Nuclear magnetic resonator |
DE3123493A1 (de) * | 1981-06-13 | 1982-12-30 | Bruker Analytische Meßtechnik GmbH, 7512 Rheinstetten | Elektromagnet fuer die nmr-tomographie |
DE3124435A1 (de) * | 1981-06-22 | 1983-01-20 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Geraet zur erzeugung von bildern eines untersuchungsobjektes |
DE3227844A1 (de) * | 1982-07-26 | 1984-01-26 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Vorrichtung zur justierung und halterung von magnetspulen eines magnetsystems zur kernspin-tomographie |
EP0114889A1 (en) * | 1982-08-04 | 1984-08-08 | OLDENDORF, William H. | Adjustable magnet suitable for in vivo nmr imaging and method of adjusting the same |
US4573015A (en) * | 1982-08-31 | 1986-02-25 | Asahikawa Medical College | Method of measuring internal information from a target by using nuclear magnetic resonance |
US4629989A (en) * | 1983-11-10 | 1986-12-16 | General Electric Company | Patient alignment system for NMR studies |
US4642569A (en) * | 1983-12-16 | 1987-02-10 | General Electric Company | Shield for decoupling RF and gradient coils in an NMR apparatus |
GB8401550D0 (en) * | 1984-01-20 | 1984-02-22 | Picker Int Ltd | Nuclear magnetic resonance apparatus |
GB8402360D0 (en) * | 1984-01-30 | 1984-02-29 | Picker Int Ltd | Nmr shims |
US4673882A (en) * | 1984-03-06 | 1987-06-16 | Buford J Philip | Magnetic system for nuclear magnetic resonance diagnostic device |
GB8407098D0 (en) * | 1984-03-19 | 1984-04-26 | Picker Int Ltd | Nuclear magnetic resonance apparatus |
US4608991A (en) * | 1984-09-26 | 1986-09-02 | Southwest Research Institute | Method for in-vivo NMR measurements in the human breast to screen for small breast cancer in an otherwise healthy breast |
US4638252A (en) * | 1984-12-21 | 1987-01-20 | General Electric Company | Circuit for detecting RF coil assembly position in an MR scanner |
NL8500275A (nl) * | 1985-02-01 | 1986-09-01 | Philips Nv | Mobiele nmr-inrichting. |
US4714886A (en) * | 1985-07-16 | 1987-12-22 | President And Fellows Of Harvard College | Magnetic resonance analysis of substances in samples that include dissipative material |
-
1985
- 1985-11-18 JP JP60257937A patent/JPS62117541A/ja active Granted
-
1986
- 1986-11-15 DE DE19863639140 patent/DE3639140A1/de not_active Ceased
-
1988
- 1988-04-19 US US07/186,709 patent/US4875485A/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS6470032A (en) * | 1987-08-19 | 1989-03-15 | Philips Nv | Inclined coil system for magnetic vibration apparatus |
JPH01146530A (ja) * | 1987-10-28 | 1989-06-08 | Univ California | 患者撮像領域への開放型アクセス部を有する磁気共鳴イメージング装置 |
JPH04312446A (ja) * | 1991-02-04 | 1992-11-04 | Univ California | ガントリー室内部に配置されるリアルタイムmr画像化システム及び方法 |
JPH06261876A (ja) * | 1992-09-24 | 1994-09-20 | Univ California | 患者へ近接かつ開放的にアクセス可能にするmriのc字型磁石中への患者の側方装填 |
WO2003094727A1 (fr) * | 2002-05-13 | 2003-11-20 | Hitachi Medical Corporation | Systeme d'imagerie par resonance magnetique |
JP2009501601A (ja) * | 2005-07-20 | 2009-01-22 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 磁気共鳴スペクトロスコピー |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE3639140A1 (de) | 1987-05-21 |
JPH0252498B2 (ja) | 1990-11-13 |
US4875485A (en) | 1989-10-24 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JPS62117541A (ja) | 磁気共鳴イメ−ジング装置 | |
JP5624300B2 (ja) | 多核mri/mrs用のハイブリッドバードケージ−tem無線周波数(rf)コイル | |
US8305078B2 (en) | Method of performing MRI with an atomic magnetometer | |
US8193811B2 (en) | Dual-frequency coil array for a magnetic resonance imaging (MRI) system | |
JPH04504067A (ja) | 磁石装置 | |
US6876198B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
US4656423A (en) | Nuclear magnetic resonance diagnostic apparatus | |
JPH0472540B2 (ja) | ||
CN103083020A (zh) | 磁共振成像设备及其控制方法 | |
JP3728199B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
JPH04332531A (ja) | 核磁気共鳴を用いた検査装置 | |
JPH0263009B2 (ja) | ||
JPH0261252B2 (ja) | ||
Sinibaldi et al. | NMR Detection at 8.9 mT with a GMR based sensor coupled to a superconducting Nb Flux Transformer | |
CN105301533A (zh) | 一种用于磁共振成像的老鼠实验射频线圈装置 | |
JPH0248251B2 (ja) | ||
JP5258968B2 (ja) | 磁気共鳴計測装置 | |
JP3112474B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
CN205229437U (zh) | 一种用于磁共振成像的老鼠实验射频线圈装置 | |
GB2056081A (en) | NMR imaging | |
JPH10262947A (ja) | 磁気共鳴検査装置 | |
JPH05253207A (ja) | 医用診断画像用mri装置 | |
JPS63311945A (ja) | 核磁気共鳴断層像撮像装置 | |
JP4007839B2 (ja) | 開放型mri装置 | |
JP2002143123A (ja) | Mri装置 |