JPH0653111B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置Info
- Publication number
- JPH0653111B2 JPH0653111B2 JP3348258A JP34825891A JPH0653111B2 JP H0653111 B2 JPH0653111 B2 JP H0653111B2 JP 3348258 A JP3348258 A JP 3348258A JP 34825891 A JP34825891 A JP 34825891A JP H0653111 B2 JPH0653111 B2 JP H0653111B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- probe head
- magnetic field
- magnetic resonance
- resonance imaging
- patient
- 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.)
- Expired - Lifetime
Links
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴（ＭＲ：Magnet
ic 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ュータ断層法（ＣＴ：Comp
uted 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。
ic 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ュータ断層法（ＣＴ：Comp
uted 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。
【０００２】
【従来の技術】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、図１１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Ｈo を作用させ、さらに一対の傾斜磁場コイル１
Ａ，１Ｂにより上記静磁場Ｈoに線型磁場勾配Ｇz を付
加する。静磁場Ｈo に対して特定原子核は次式で示され
る角周波数ωo で共鳴する。
特定位置における断層像を得るために、図１１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Ｈo を作用させ、さらに一対の傾斜磁場コイル１
Ａ，１Ｂにより上記静磁場Ｈoに線型磁場勾配Ｇz を付
加する。静磁場Ｈo に対して特定原子核は次式で示され
る角周波数ωo で共鳴する。
【０００３】ωo ＝γＨo …(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ωo の回転磁場Ｈ1 をプローブヘ
ッ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へッ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：Fr
ee 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、図１２に示すように磁
場Ｈo 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 〜
Ｅn とし、これら各等磁場線Ｅ1 〜Ｅn 上の磁場により
一種のＦＩＤ信号である信号Ｄ1 〜Ｄn をそれぞれ生ず
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 上の特定原子核スピン
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信号は信号Ｄ1 〜Ｄn 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って、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よる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
によって行う）ることにより、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。
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ωo の回転磁場Ｈ1 をプローブヘ
ッ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へッ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：Fr
ee 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、図１２に示すように磁
場Ｈo 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 〜
Ｅn とし、これら各等磁場線Ｅ1 〜Ｅn 上の磁場により
一種のＦＩＤ信号である信号Ｄ1 〜Ｄn をそれぞれ生ず
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 上の特定原子核スピン
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信号は信号Ｄ1 〜Ｄn 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って、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よる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
によって行う）ることにより、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。
【０００４】ところで、この種のＭＲ映像装置において
プローブヘッドは、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
ッドは、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。
プローブヘッドは、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
ッドは、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。
【０００５】例えば、全身用のプローブヘッドは、図１
３の符号４に示すように、円筒形状を成しており、図１
４に示すように、被検体Ｐの腹部及び胸部がプローブヘ
ッド４の内部に配置される。
３の符号４に示すように、円筒形状を成しており、図１
４に示すように、被検体Ｐの腹部及び胸部がプローブヘ
ッド４の内部に配置される。
【０００６】しかしながら、上記の場合、診断に際し、
寝台に横になった被検体Ｐと、上記プローブヘッド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った。
寝台に横になった被検体Ｐと、上記プローブヘッド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った。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】本発明は上記事情に基
づいて成されたものであり、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プ
ローブヘッドを備え、診断能に優れた画像が得られる磁
気共鳴イメージング装置を提供することにある。
づいて成されたものであり、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プ
ローブヘッドを備え、診断能に優れた画像が得られる磁
気共鳴イメージング装置を提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に本発明は、プローブヘッ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、前記プローブヘッドを前
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、前記撮影部位に応じて形成され前記プローブヘッ
ドの各部の位置を決定する位置決め部材を具備したこと
を特徴とするものである。
に本発明は、プローブヘッ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、前記プローブヘッドを前
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、前記撮影部位に応じて形成され前記プローブヘッ
ドの各部の位置を決定する位置決め部材を具備したこと
を特徴とするものである。
【０００９】
【作用】上記構成の磁気共鳴イメージング装置の作用を
説明する。
説明する。
【００１０】天板の上にプローブヘッドを配置し、その
プローブヘッドの上に被検体撮影部位を載置する。次
に、その撮影部位に応じた位置決め部材によりプローブ
ヘッド各部の位置を決定しつつ、プローブヘッドを撮影
部位に巻き付ける。
プローブヘッドの上に被検体撮影部位を載置する。次
に、その撮影部位に応じた位置決め部材によりプローブ
ヘッド各部の位置を決定しつつ、プローブヘッドを撮影
部位に巻き付ける。
【００１１】プローブヘッドは可撓性を有するので、被
検体をプローブヘッドの上に載置する際に、邪魔になら
ず取扱上便利となり、また、撮影部位に巻き付けた場合
には密着性が良好となる。
検体をプローブヘッドの上に載置する際に、邪魔になら
ず取扱上便利となり、また、撮影部位に巻き付けた場合
には密着性が良好となる。
【００１２】
【実施例】以下、実施例により本発明を具体的に説明す
る。
る。
【００１３】図１は本発明装置に用いられるプローブヘ
ッドの一実施例斜視図であり、このプローブヘッド１０
は全体が横長の四辺形板状を成し、左右対称の角穴１０
Ａ，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。
ッドの一実施例斜視図であり、このプローブヘッド１０
は全体が横長の四辺形板状を成し、左右対称の角穴１０
Ａ，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。
【００１４】図２は前記プローブヘッド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１１Ａ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１
１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１１Ａ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１
１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。
【００１５】１２はコイルであり、例えば厚さ１００μ
ｍ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
が行えるようになっている。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。
ｍ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
が行えるようになっている。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。
【００１６】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、このプローブヘッ
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様になっている。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。
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、このプローブヘッ
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様になっている。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。
【００１７】図３，図４は前記プローブヘッド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ッド１０の角穴１０Ａ，１０Ｂと同
等な大きさの角穴１６Ａ，１６Ｂが設けられている。こ
の様な位置決め部材１６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。
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ッド１０の角穴１０Ａ，１０Ｂと同
等な大きさの角穴１６Ａ，１６Ｂが設けられている。こ
の様な位置決め部材１６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。
【００１８】次に前記構成のプローブヘッドの使用例に
ついて説明する。
ついて説明する。
【００１９】先ず、図５に示すように、前記プローブヘ
ッド１０をＭＲＩ装置の天板１７に適宜方法で取付け
る。このとき、プローブヘッド１０の中間領域が天板１
７面に位置し、左右の角穴１０Ａ，１０Ｂが天板１７の
長手方向に交差する方向に延在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１７及び
プローブヘッド１０の中間領域を介して載置されるよう
に位置決めする。
ッド１０をＭＲＩ装置の天板１７に適宜方法で取付け
る。このとき、プローブヘッド１０の中間領域が天板１
７面に位置し、左右の角穴１０Ａ，１０Ｂが天板１７の
長手方向に交差する方向に延在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１７及び
プローブヘッド１０の中間領域を介して載置されるよう
に位置決めする。
【００２０】患者の大きさによってはプローブヘッド１
０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、図５に示すように、前記図
３，図４に示した位置決め部材１６を用いて患者Ｐの胴
体を覆う様に載置する。その後、図５の矢印で示すよう
にプローブヘッド１０の両端を撓ませて患者Ｐを包み込
むようにし、最終的には図６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
ヘッド１０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ックファスナー１８，１８等
によって保持しておくようにする。
０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、図５に示すように、前記図
３，図４に示した位置決め部材１６を用いて患者Ｐの胴
体を覆う様に載置する。その後、図５の矢印で示すよう
にプローブヘッド１０の両端を撓ませて患者Ｐを包み込
むようにし、最終的には図６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
ヘッド１０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ックファスナー１８，１８等
によって保持しておくようにする。
【００２１】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。図７は前記プローブヘッド１０が患
者Ｐを覆っ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１２
Ａ，１２Ｂの成す角度及び下方に位置するコイル１２
Ｃ，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、前記図２に示したコイル１２の配置及び図３，図４
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。
について説明する。図７は前記プローブヘッド１０が患
者Ｐを覆っ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１２
Ａ，１２Ｂの成す角度及び下方に位置するコイル１２
Ｃ，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、前記図２に示したコイル１２の配置及び図３，図４
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。
【００２２】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。例えば図８に示す如く、角穴を設け
ないプローブヘッド２０を天板１７に取付け、図９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、その後図１０に示す
ようにプローブヘッド２０の両端を上方で突き合せるよ
うにしてもよい。この場合もコイルの位置は前記実施例
の場合と同等にしておく。
変形が可能である。例えば図８に示す如く、角穴を設け
ないプローブヘッド２０を天板１７に取付け、図９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、その後図１０に示す
ようにプローブヘッド２０の両端を上方で突き合せるよ
うにしてもよい。この場合もコイルの位置は前記実施例
の場合と同等にしておく。
【００２３】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っても、又脚部
であってもよく、これに合せた大きさのものを用意する
ことによってその目的を達成できる。
を対象としたが、これに限らず頭部であっても、又脚部
であってもよく、これに合せた大きさのものを用意する
ことによってその目的を達成できる。
【００２４】
【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ッ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、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、従って診断
能に優れた画像を得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。
該装置に用いられるプローブヘッ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、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、従って診断
能に優れた画像を得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。
【図１】本発明の磁気共鳴イメージング装置に用いられ
るプローブヘッドの一実施例を示す斜視図である。
るプローブヘッドの一実施例を示す斜視図である。
【図２】図１示すプローブヘッドの構造説明のための平
面図である。
面図である。
【図３】図１に示すプローブヘッドの使用時に用いられ
る位置決め部材の斜視図である。
る位置決め部材の斜視図である。
【図４】図１に示すプローブヘッドの使用時に用いられ
る位置決め部材の平面図である。
る位置決め部材の平面図である。
【図５】図１に示すプローブヘッド及び位置決め部材の
使用例を示すための概略斜視図である。
使用例を示すための概略斜視図である。
【図６】図１に示すプローブヘッド及び位置決め部材の
使用例を示すための概略斜視図である。
使用例を示すための概略斜視図である。
【図７】図１に示すプローブヘッドのコイル取付位置の
説明図である。
説明図である。
【図８】他の実施例による使用例を説明するための概略
斜視図である。
斜視図である。
【図９】他の実施例による使用例を説明するための概略
斜視図である。
斜視図である。
【図１０】他の実施例による使用例を説明するための概
略斜視図である。
略斜視図である。
【図１１】ＭＲＩの原理的構成を示す説明図である。
【図１２】磁気共鳴現象により投影情報を得る原理図で
ある。
ある。
【図１３】従来装置におけるプローブヘッドを示す斜視
図である。
図である。
【図１４】図１３に示すプローブヘッドと被検体との関
係を示す説明図である。
係を示す説明図である。
１０，２０ プローブヘッド １１ 基板 １２ コイル １６，２６ 位置決め部材
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 9219−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/08 Ｙ
Claims (1)
- 【請求項１】 プローブヘッ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、前記プローブヘッドを
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、前記撮影部位に応じて形成され前記プローブヘ
ッドの各部の位置を決定する位置決め部材を具備したこ
とを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3348258A JPH0653111B2 (ja) | 1991-12-03 | 1991-12-03 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3348258A JPH0653111B2 (ja) | 1991-12-03 | 1991-12-03 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Related Parent Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61014561A Division JPS62172940A (ja) | 1986-01-24 | 1986-01-24 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0549618A JPH0549618A (ja) | 1993-03-02 |
| JPH0653111B2 true JPH0653111B2 (ja) | 1994-07-20 |
Family
ID=18395823
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3348258A Expired - Lifetime JPH0653111B2 (ja) | 1991-12-03 | 1991-12-03 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0653111B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2012024114A (ja) * | 2010-07-20 | 2012-02-09 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP5894072B2 (ja) * | 2010-06-16 | 2016-03-23 | 株式会社日立メディコ | Ｒｆ受信コイル及びこれを用いた磁気共鳴イメージング装置 |
-
1991
- 1991-12-03 JP JP3348258A patent/JPH0653111B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2012024114A (ja) * | 2010-07-20 | 2012-02-09 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0549618A (ja) | 1993-03-02 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JPH0436012B2 (ja) | ||
| JPH03236829A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| CN87108043A (zh) | 带正交线圈系统的磁共振成象装置 | |
| JP4588830B2 (ja) | 垂直磁場ｍｒｉ用のｒｆコイルアレイ装置 | |
| JPH0432656B2 (ja) | ||
| JP3856505B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH0436695B2 (ja) | ||
| JPH0456622B2 (ja) | ||
| JPH0653111B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPS62172940A (ja) | 磁気共鳴イメ−ジング装置 | |
| JPS60376A (ja) | 核磁気共鳴イメ−ジング装置におけるｒｆコイル装置 | |
| Doornbos et al. | Application of anatomically shaped surface coils in MRI at 0.5 T | |
| JP3112474B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH042643Y2 (ja) | ||
| JPH02261430A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH03176041A (ja) | 座標データ算出装置および方法 | |
| US20250076426A1 (en) | Flexible Radiofrequency (RF) Coil for Small Field-of-View Magnetic Resonance Imaging (MRI) | |
| JPS63311945A (ja) | 核磁気共鳴断層像撮像装置 | |
| JPS61290945A (ja) | 磁気共鳴映像装置の首部用プロ−ブヘツド | |
| JPS63109847A (ja) | 核磁気共鳴映像装置 | |
| JPS63122442A (ja) | 磁気共鳴イメ−ジング装置 | |
| JPH0616758B2 (ja) | 磁気共鳴イメ−ジング装置 | |
| JPS6244231A (ja) | 診断用磁気共鳴イメ−ジング装置 | |
| JPH0263010B2 (ja) | ||
| JPH09238919A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |