CN101014871A - 用于在磁共振成像设备中发射和接收射频磁场的电线圈系统以及具有这种电线圈系统的磁共振成像设备 - Google Patents

用于在磁共振成像设备中发射和接收射频磁场的电线圈系统以及具有这种电线圈系统的磁共振成像设备 Download PDF

Info

Publication number
CN101014871A
CN101014871A CNA2005800255669A CN200580025566A CN101014871A CN 101014871 A CN101014871 A CN 101014871A CN A2005800255669 A CNA2005800255669 A CN A2005800255669A CN 200580025566 A CN200580025566 A CN 200580025566A CN 101014871 A CN101014871 A CN 101014871A
Authority
CN
China
Prior art keywords
surface coils
coil axis
magnetic field
main coil
coil
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
Application number
CNA2005800255669A
Other languages
English (en)
Other versions
CN100592101C (zh
Inventor
C·波桑兹尼
M·J·A·M·范赫尔沃特
J·B·M·沃恩特杰斯
R·P·克莱霍尔斯特
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Koninklijke Philips Electronics NV
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Koninklijke Philips Electronics NV filed Critical Koninklijke Philips Electronics NV
Publication of CN101014871A publication Critical patent/CN101014871A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN100592101C publication Critical patent/CN100592101C/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

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
    • G01R33/32—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

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

本发明涉及一种磁共振成像(MRI)设备，其包括用于在MRI设备的检查体(3)内发射和接收射频(RF)磁场的电线圈系统(17)。电线圈系统(17)包括至少一个基本上在一个平面内延伸的表面线圈(35)。该表面线圈用于发射和/或接收RF磁场，该磁场取向为基本上垂直于表面线圈(35)的平面。该表面线圈(35)具有主线圈轴(37)。当MRI设备在使用时，主线圈轴(37)基本上平行于MRI设备的检查体(3)内主磁场的方向延伸。在主线圈轴(37)的两侧，表面线圈(35)包括导电元件(39)，该元件基本上平行于主线圈轴(37)延伸。为提供比已知表面线圈发射更均匀的RF磁场和/或具有更均匀的所接收RF磁场的灵敏度的表面线圈(35)，表面线圈(35)的至少一个导电元件(39)包括至少两个导电体(41)。相对于它们距主线圈轴(37)的距离，这两个导电体(41)放置成彼此相距较短的距离。在表面线圈(35)的平面内，导电体(41)基本上平行于表面线圈(35)的主线圈轴(37)延伸。

Description

用于在磁共振成像设备中发射和接收射频磁场的电线圈系统以及具有这种电线圈系统的磁共振成像设备
本发明涉及一种磁共振成像(MRI)设备，该设备包括用于在MRI设备的检查体内发射和接收射频(RF)磁场的电线圈系统，所述系统包括至少一个表面线圈，所述表面线圈基本在用于发射和/或接收RF磁场的平面内延伸，该磁场的指向基本上垂直于表面线圈的平面，其中该表面线圈具有主线圈轴，该主线圈轴在系统的操作状态中取向为基本上平行于MRI设备的检查体内主磁场的方向，且其中表面线圈在主线圈轴的两侧具有导电元件，该元件基本上平行于主线圈轴延伸。
本发明还涉及用于在这种MRI设备的检查体内发射和接收RF磁场的电线圈系统。
在开始段落所描述类型的磁共振成像(MRI)设备和用于在这种MRI设备的检查体内发射和接收射频(RF)磁场的电线圈系统是公知的。MRI设备可用于对患者身体的内部部分进行成像，其利用核自旋共振原理。MRI设备包括检查体，用于在检查体内产生均匀和相对较强的主磁场的主磁系统，用于在三个正交方向产生主磁场梯度的梯度线圈系统，和用于在检查体内发射和接收RF磁场的电线圈系统。用于在MRI设备的检查体内发射和接收RF磁场的电线圈系统可包括发射和接收RF磁场的线圈系统，或者第一线圈系统和第二线圈系统，该第一线圈系统包括至少一个用于发射RF磁场的线圈，第二线圈系统包括至少一个用于接收RF磁场的接收线圈。
用于发射和接收RF磁场的电线圈系统的最简单实施例包括表面线圈。表面线圈是公知的。它们基本上在弯曲或非弯曲平面内延伸。表面线圈常常用作接收线圈，因为它们可放置成离患者非常近，从而能够比当采用其它类型接收RF磁场线圈时获得具有更佳信噪比的信号。表面线圈还可用作发射RF磁场的发射线圈。如果需要，一些类型的表面线圈可以以挠性方式形成，从而它们可在某种程度上绕在患者周围。
已知的用于发射和/或接收RF磁场的表面线圈具有的缺点是，它们发射在空间内是非均匀的RF磁场和/或具有在空间内对RF磁场的非均匀灵敏度。在空间内是非均匀的且由表面线圈发射的RF磁场，以及在空间内是非均匀的对由表面线圈接收的RF磁场的灵敏度，随着到基本上平行于表面线圈的主线圈轴延伸的导电元件的距离的减少而增加，最大的增加发生在这些导电元件的附近。因此，具有较满意信噪比的信号可从接近表面线圈处的组织获得，而当信号来自远离表面线圈处的组织时，所获得信号的信噪比就会变坏。因此，通过这种简单表面线圈获得的MR图像呈现出伪影，当人们主要对远离表面线圈的组织感兴趣时这些伪影就会产生较大干扰。
本发明的一个目的是提供一种在开始段落所描述类型的磁共振成像，其包括用于发射和/或接收RF磁场的表面线圈，其中当用作位于基本上平行于表面线圈的主线圈轴延伸的表面线圈导电元件附近的发射线圈时，该线圈在空间内发射的RF磁场比已知的表面线圈更均匀，且其中当用作位于基本上平行于表面线圈的主线圈轴延伸的表面线圈导电元件附近的接收线圈时，该线圈在空间内对由表面线圈接收的RF磁场具有比已知的表面线圈更均匀的灵敏度，从而MR图像比用已知的表面线圈可能获得的图像具有较少伪影。
根据本发明，所设想的目的通过在开始段落所描述类型的磁共振成像设备实现，且其特征在于表面线圈的至少一个导电元件包括至少两个导电体，这两个导电体相对于它们距主线圈轴的距离放置成彼此相距较短的距离且在表面线圈平面内基本上平行于主线圈轴延伸。
根据本发明的电圈系统的特征在于，表面线圈的至少一个导电元件包括至少两个导电体，这两个导电体相对于它们距主线圈轴的距离放置成彼此相距较短的距离且在表面线圈平面内基本上平行于主线圈轴延伸。
本发明基于认识到下述现象，即在空间内是非均匀的且由表面线圈发射的RF磁场，以及在空间内是非均匀的对由表面线圈接收的RF磁场的灵敏度，这二者随着到基本上平行于表面线圈的主线圈轴延伸的导电元件的距离的减少而增加，其中最大的增加发生在这些导电元件的附近，所述现象可通过加宽表面线圈的导电元件来抵消。然而，如所公知的，当发射和/或接收RF磁场时，这会在导电元件内产生干扰涡流，该涡流也导致MR图像中的伪影。通过以至少两个导电体形成相关的导电元件，所述导电体相对于它们的主线圈轴放置成彼此相距较短距离且在表面线圈平面内基本上平行于主线圈轴延伸，而不是通过加宽表面线圈的相关导电元件，这实现了在其中不产生干扰涡流情况下使相关导电元件获得有效加宽。因此其实现了与已知表面线圈相比，表面线圈在空间内发射的RF磁场比已知的表面线圈更均匀，和/或对由表面线圈接收的RF磁场在空间内具有更均匀灵敏度。
根据本发明的电线圈系统的一个实施例的特征在于在主线圈轴两侧的导电元件包括至少两个导电体，这两个导电体相对于它们距主线圈轴的距离放置成彼此相距较短的距离且在表面线圈平面内基本上平行于主线圈轴延伸。
根据本发明的电线圈系统的另一个实施例的特征在于在主线圈轴两侧的导电元件相对于主线圈轴对称放置且包括相等数目的导电体，所述导电体相对于它们距主线圈轴的距离放置成彼此相距较短的距离且在表面线圈平面内基本上平行于主线圈轴延伸。该实施例具有的优点是，其实现了在空间内尽可能均匀发射的RF磁场和/或在空间内对于接收到的RF磁场尽可能均匀的灵敏度，且当距表面线圈的距离减少时，其仅使每单位距离增加较小程度。
本发明的这些和其它方面在参照此后描述的实施例时将会更加明显和得到阐明。
附图中：
图1是磁共振成像(MRI)设备的总图示，该设备包括用于有MRI设备的检查体内发射和接收射频(RF)磁场的电线圈系统，
图2是根据本发明的表面线圈的图示，该表面线圈用于图1所示电线圈系统内，
图3a是关于用作接收线圈的已知矩形RF表面线圈的灵敏度实验获得的数据图形，
图3b是关于用作接收线圈的根据本发明的矩形RF表面线圈的灵敏度实验获得的数据图形。
图1是根据本发明的磁共振成像(MRI)设备的总图示。MRI设备包括围绕检查体3的主磁系统1，待检查的患者可位于该检查体内。主磁系统1包括多个超导电线圈5，由这些线圈可在检查体3内产生较强的主磁场B0，且所述磁场向图中z方向所指示的方向延伸。MRI设备包括用于超导电线圈5的电源7和带有用于冷却超导电线圈的冷却管11的低温冷却系统9。MRI设备还包括梯度线圈系统13，其位于主磁系统1和检查体3之间并包括用于在三个相互正交的方向产生主磁场B0的梯度的多个电线圈15(梯度线圈)。此外，MRI设备包括根据本发明电线圈系统17，该电线圈系统17用于发射和接收其方向基本上垂直于检查体3内主磁场B0的射频(RF)磁场。该电线圈系统17中用于在检查体3内发射RF磁场的部分(RF发射线圈)通常位于梯度线圈系统13和检查体3之间，而该电线圈系统17中用于从检查体3接收RF磁场的部分(RF接收线圈)包括基本上在一平面内延伸的表面线圈，该平面在MRI设备的操作状态时位于至少部分处于检查体内的患者附近。在特定情况下，其中基本上在一平面内延伸的表面线圈用作RF发射线圈，还可将其放置在被检查患者的附近，该患者至少部分位于检查体3内。为清楚起见，基本上在一平面内延伸的表面线圈未在图1中进一步示出。
可用MRI设备利用核自旋共振原理形成患者身体内部的图像。可通过使患者身体待被成像的部分位于检查体3中主磁场B0内，并且通过凭借改变主磁场B0的梯度来随后选择体内连续目标位置而建立患者身体内部的图像，对其记录了核自旋效应。可通过由控制单元19和功率放大器21改变流过梯度线圈15的电流来改变主磁场B0的梯度。对于每个选定的患者身体目标位置，基本上朝向垂直于主磁场B0方向的RF磁场由RF发射线圈以预定的频率和持续时间发射，从而在选定位置上产生核自旋共振效应。随后，也基本上朝向垂直于主磁场B0方向并作为这些核自旋共振效应产生的结果的RF磁场由基本上在一个平面内延伸的RF接收线圈接收。无论是用于发射和接收RF磁场的电线圈系统17还是梯度线圈系统13的电线圈15都由控制单元19控制。控制单元19还向发射和接收单元23提供控制信号。发射和接收单元23向RF发射线圈提供电流，从而允许在检查体内发射所需的RF磁场。发射和接收单元23还从RF接收线圈接收电流，在该接收线圈内生成该电流是检查体内RF磁场的结果。从发射和接收单元23向MRI设备的处理器施加信号，确保将源自发射和接收单元23的信号转换成图像。为能够实现这一点，处理器25依次包括信号放大器27、解调器29、图像重建单元31和显示屏33。
图2是根据本发明的表面线圈35的图示，该表面线圈形成根据本发明的电线圈系统17的一部分。在所示出的实施例中，表面线圈35是基本上在一个平面内延伸的矩形表面线圈，其用于发射和/或接收基本上垂直于表面线圈35平面方向的RF磁场。表面线圈35具有延伸穿过线圈中心的主线圈轴37，在操作状态时，该主线圈轴取向为平行于在图中指示为z方向的主磁场B0方向。在主线圈轴37的两侧上，表面线圈35包括导电元件39，导电元件39包括多个基本上平行于主线圈轴37延伸的导电体41。垂直于主线圈轴37，表面线圈35包括两个导电元件43，每个导电元件只包括一个导电体45。
基本上垂直于表面线圈35平面方向的RF磁场主要由导电元件39发射和接收。导电元件43主要用于与导电元件39相互连接。主要负责发射和/或接收RF磁场的导电元件39的每个均包括多个导电体41，其确保导电元件39在其中不产生干扰涡流的情况下有效得到加宽。从而，与导电元件39只包含一个导电体的情况相比，可由表面线圈35在空间内发射更均匀RF磁场和/或可能得到对由表面线圈接收的RF磁场的更均匀灵敏度。由于导电元件43不会对发射和/或接收穿过表面线圈35的RF磁场做出明显的贡献，从而对由表面线圈35发射的RF磁场的均匀性和/或对由表面线圈35接收的RF磁场的灵敏度的均匀性仅具有极少的影响这一事实，仅具有一个导电体45的实施例对于这些导电元件43而言就足够了。
在实际的实施例中，表面线圈35，特别是当用作RF接收线圈时，优选设有多个电容器(在图2中未示出)。通过这些电容器，RF接收线圈35可调谐成适合于接收特定频率的RF磁场，这种RF磁场是作为核自旋共振效应的结果产生的。此外，电容器可用于调整穿过表面线圈35的基本上平行延伸的导电体41的电流，并且在单独的导体41以外用作防止表面线圈35内产生干扰涡流的额外手段。
图3a是实验获得的已知矩形表面线圈作为RF接收线圈的灵敏度曲线图，而图3b示出实验获得的根据本发明的矩形表面线圈作为RF接收线圈的灵敏度曲线图，其中包括多个导电体41的导电元件39仅位于线圈35的主线圈轴37的一侧。所采用的两个RF接收线圈35具有相同的尺寸。在对应于由图2中指示为x方向的方向上，到导电元件39中心的距离被绘制在两个图形的水平轴上，而由RF接收线圈35接收的RF磁场幅度被绘制在垂直轴上。
通常认为，由表面线圈35发射的RF磁场和/或由表面线圈35接收的RF磁场的灵敏度曲线随着导电元件39的有效宽度的增加变得更加均匀。在图3a和3b中，这对于RF接收线圈35而言是清楚可见的，这是由于当导电元件39由多个单独的导电体41形成而不是仅由一个导电体形成时，导电元件39中心内由接收线圈35接收的相当低的RF磁场(在图3a和3b中指示为Bxy)。图3a和3b还示出，导电元件39的有效宽度导致，随着在x方向上到导电元件39的距离的增加，RF接收线圈35灵敏度的每单位距离(梯度)增加不太大。对于本领域技术人员而言，显然当不是仅在主线圈轴37的一侧上而是使表面线圈35在主轴圈轴37的两侧形成有由单独导电体41有效加宽的导电元件39时，由表面线圈35发射的RF磁场和/或由表面线圈35接收的RF磁场灵敏度曲线变得更为均匀，而且当导电元件39相对于主线圈轴37对称放置且具有相等数目的导电体41时，可获得最均匀的发射RF磁场和/或所接收RF磁场最均匀的灵敏度曲线。
对于为获得由表面线圈35发射且在空间内尽可能均匀的RF磁场，和/或由表面线圈接收且尽可能在空间内均匀延伸的RF磁场灵敏度曲线同样重要的因素是导电体41的数目、这些导电体41的宽度和这些导电体41之间的相互距离。已发现，其中导电元件39在表面线圈35的主线圈轴的两侧被有效加宽，从而这些元件39占据了由表面线圈35包围的总表面的约一半，且其中这些单独的导体41近似等于导电体41之间的相互距离的表面线圈35特别适合于获得非常均匀的由表面线圈发射的RF磁场和/或非常均匀的由表面线圈35接收的RF磁场的灵敏度曲线。
当然，不仅矩形表面线圈适合于实现由表面线圈发射且在空间内非常均匀RF磁场和/由表面线圈接收且在空间内非常均匀的RF磁场的灵敏度曲线，而且大体上全部表面线圈均可具有由多个单独导体41有效加宽的导电元件39。根据本发明的多个表面线圈还可相互结合，以形成一连串表面线圈，其具有由表面线圈发射且在空间内是均匀的RF磁场和/或由表面线圈接收且在空间内非常均匀的RF磁场的灵敏度曲线，这样就能够以满意的信噪比同时对比采用一个表面线圈可能进行成像的更大的患者身体内部部分进行成像。
最后，应当注意到，根据本发明的表面线圈特别适合于与已知的SENSE成像技术结合使用。SENSE(灵敏度编码)是这样一种技术，其中多个RF接收线圈同时用于接收RF磁场，从而可能对患者身体内部部分以比没有SENSE的情况下更好的分辩率或者在更短时间段内进行成像。采用SENSE的要点是，单独的RF接收线圈具有对同这些线圈接收的RF磁场的灵敏度，该灵敏度是尽可能均匀的。基于该均匀的灵敏度，可对测量结果进行校正，从而减少了对患者内部部分成像所需要的时间段。单独的RF接收线圈的均匀灵敏度在SENSE中也是重要的，以防止在最终的MR图像中的伪影，如由例如成像期间患者的呼吸导致的伪影。SENSE所需要的RF接收线圈的均匀灵敏度由根据本发明的表面线圈实现。

Claims (4)

1、一种磁共振成像(MRI)设备，其包括用于在MRI设备的检查体(3)内发射和接收射频(RF)磁场的电线圈系统(17)，所述系统(17)包括至少一个表面线圈(35)，所述表面线圈(35)基本在用于发射和/或接收RF磁场的平面内延伸，该磁场的指向基本上垂直于表面线圈(35)的平面，其中该表面线圈(35)具有主线圈轴(37)，该主线圈轴(37)在系统的操作状态中取向为基本上平行于MRI设备的检查体(3)内主磁场的方向，且其中表面线圈(35)在主线圈轴(37)的两侧具有导电元件(39)，该元件基本上平行于主线圈轴(37)延伸，其特征在于表面线圈(35)的至少一个导电元件(39)包括至少两个导电体(41)，这两个导电体(41)相对于它们距主线圈轴(37)的距离放置成彼此相距较短的距离且在表面线圈(35)的平面内基本上平行于主线圈轴(37)延伸。
2、一种用于在如权利要求1所述的MRI设备的检查体3内发射和接收RF磁场的电线圈系统(17)，该系统包括至少一个表面线圈(35)，所述表面线圈(35)基本在用于发射和/或接收RF磁场的平面内延伸，该磁场的指向基本上垂直于表面线圈(35)的平面，其中该表面线圈(35)具有主线圈轴(37)，该主线圈轴(37)在系统的操作状态中取向为基本上平行于MRI设备的检查体(3)内主磁场的方向，且其中表面线圈(35)在主线圈轴(37)的两侧具有导电元件(39)，该元件基本上平行于主线圈轴(37)延伸，其特征在于表面线圈(35)的至少一个导电元件(39)包括至少两个导电体(41)，这两个导电体(41)相对于它们距主线圈轴(37)的距离放置成彼此相距较短的距离且在表面线圈(35)的平面内基本上平行于主线圈轴(37)延伸。
3、根据权利要求2所述的电线圈系统(17)，其特征在于在主线圈轴(37)两侧的导电元件(39)的每个包括至少两个导电体(41)，这两个导电体(41)相对于它们距主线圈轴(37)的距离放置成彼此相距较短的距离且在表面线圈(35)的平面内基本上平行于主线圈轴(37)延伸。
4、如权利要求3所述的电线圈系统，其特征在于在主线圈轴(37)两侧的导电元件(39)相对于主线圈轴(37)对称放置且包括相等数目的导电体(41)，所述导电体(41)相对于它们距主线圈轴(37)的距离放置成彼此相距较短的距离且在表面线圈(35)的平面内基本上平行于主线圈轴(37)延伸。
CN200580025566A 2004-07-29 2005-07-12 用于在磁共振成像设备中发射和接收射频磁场的电线圈系统以及具有这种电线圈系统的磁共振成像设备 Expired - Fee Related CN100592101C (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP04103660.9 2004-07-29
EP04103660 2004-07-29

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN101014871A true CN101014871A (zh) 2007-08-08
CN100592101C CN100592101C (zh) 2010-02-24

Family

ID=35134169

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN200580025566A Expired - Fee Related CN100592101C (zh) 2004-07-29 2005-07-12 用于在磁共振成像设备中发射和接收射频磁场的电线圈系统以及具有这种电线圈系统的磁共振成像设备

Country Status (5)

Country Link
US (1) US7602188B2 (zh)
EP (1) EP1774355A1 (zh)
JP (1) JP5345314B2 (zh)
CN (1) CN100592101C (zh)
WO (1) WO2006013482A1 (zh)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110869789A (zh) * 2017-07-13 2020-03-06 皇家飞利浦有限公司 用于针对tx模式和rx模式对rf天线设备的场均化的无源rf匀场共振器

Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20050070945A1 (en) 1999-11-02 2005-03-31 Steven Schraga Single use lancet assembly
US8814896B2 (en) 1999-11-02 2014-08-26 Stat Medical Devices, Inc. Single use lancet assembly
US8715309B2 (en) 2002-04-29 2014-05-06 Steven Schraga Lancet device
USD806246S1 (en) 2016-02-25 2017-12-26 Steven Schraga Lancet cover
US11609291B2 (en) * 2019-03-25 2023-03-21 Promaxo, Inc. Single-sided fast MRI gradient field coils and applications thereof

Family Cites Families (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4752738A (en) * 1985-08-14 1988-06-21 Picker International, Inc. Three dimensional localized coil for magnetic resonance imaging
US5045792A (en) * 1985-08-14 1991-09-03 Picker International, Inc. Split and non-circular magnetic resonance probes with optimum field uniformity
JPH08187233A (ja) * 1995-01-05 1996-07-23 Fuji Facom Corp Ｍｒｉ用サーフェスコイル
AU1567797A (en) * 1995-12-29 1997-08-11 Doty Scientific, Inc. Low-inductance transverse litz foil coils
JPH11253418A (ja) * 1998-03-11 1999-09-21 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置のｒｆコイル
US6404199B1 (en) * 1998-11-25 2002-06-11 Philips Medical Systems (Cleveland), Inc. Quadrature RF coil for vertical field MRI systems
US6169401B1 (en) * 1998-11-25 2001-01-02 Picker International, Inc. Flexible open quadrature highpass ladder structure RF surface coil in magnetic resonance imaging
US6249121B1 (en) * 1999-05-17 2001-06-19 General Electric Company RF body coil
US6441615B1 (en) * 1999-12-28 2002-08-27 Koninklijke Philips Electronics, Nv Crossed-ladder RF coils for vertical field MRI systems
US6717406B2 (en) * 2000-03-14 2004-04-06 Beth Israel Deaconess Medical Center, Inc. Parallel magnetic resonance imaging techniques using radiofrequency coil arrays
US6590394B2 (en) * 2001-09-28 2003-07-08 Varian, Inc. NMR probe with enhanced power handling ability
DE10150131C2 (de) * 2001-10-11 2003-10-09 Bruker Biospin Ag Faellanden HF-Empfangsspulenanordnung für einen NMR-Resonator mit makroskopisch homogener Verteilung der Leiterstrukturen
US6791321B2 (en) * 2002-06-18 2004-09-14 Koninklijke Philips Electronics N.V. Birdcage coils for simultaneous acquisition of spatial harmonics
US6586932B1 (en) * 2002-10-16 2003-07-01 Schlumberger Technology Corporation Enhanced performance antennas for NMR logging
WO2005012931A1 (en) * 2003-07-25 2005-02-10 National Research Council Of Canada Stacked coil array for magnetic resonance experiments
WO2005052622A1 (en) * 2003-11-19 2005-06-09 General Electric Company Zoom phased array knee coil for mri

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110869789A (zh) * 2017-07-13 2020-03-06 皇家飞利浦有限公司 用于针对tx模式和rx模式对rf天线设备的场均化的无源rf匀场共振器
CN110869789B (zh) * 2017-07-13 2022-09-02 皇家飞利浦有限公司 用于针对tx模式和rx模式对rf天线设备的场均化的无源rf匀场共振器

Also Published As

Publication number Publication date
US7602188B2 (en) 2009-10-13
JP5345314B2 (ja) 2013-11-20
EP1774355A1 (en) 2007-04-18
JP2008508017A (ja) 2008-03-21
WO2006013482A1 (en) 2006-02-09
CN100592101C (zh) 2010-02-24
US20080054903A1 (en) 2008-03-06

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Gruber et al. RF coils: A practical guide for nonphysicists
US8319496B2 (en) Magnetic resonance method and apparatus for reducing RF heating in the patient
JP5209842B2 (ja) 多重チャネルｍｒｉ用の多巻き素子ｒｆコイル・アレイ及び、ｒｆコイル組立体を製造する方法
US6751496B2 (en) Inherently de-coupled sandwiched solenoidal array coil
CN107076813B (zh) 用于低场、多通道成像的系统和方法
Kaggie et al. A 3 T sodium and proton composite array breast coil
US8674695B2 (en) Radio frequency coil arrangement for high field magnetic resonance imaging with optimized transmit and receive efficiency for a specified region of interest, and related system and method
CN108627783B (zh) 射频线圈阵列及磁共振成像发射阵列
CN100592101C (zh) 用于在磁共振成像设备中发射和接收射频磁场的电线圈系统以及具有这种电线圈系统的磁共振成像设备
US20140159728A1 (en) Position marker for use in an mri apparatus
JP2003038459A (ja) Ｍｒ装置用のｒｆコイルシステム
KR102357840B1 (ko) 나선형 볼륨 이미징을 위한 시스템 및 방법
CN104422913B (zh) 组合的匀场和高频线圈元件
CN110168393A (zh) 低磁场强度下运行的磁共振断层成像设备和局部线圈矩阵
US9341689B2 (en) Devices and cabling for use in a multi-resonant magnetic resonance system
CN102483450A (zh) 沿弯曲辐条k空间轨线的RF匀场的MRI切片激励
CN102338863A (zh) 桶形表面波陷波器
US20230144076A1 (en) Asymmetric single-channel radio frequency helmet coil for magnetic resonance imaging
CN108474829B (zh) 用于磁共振检查系统的射频线圈阵列
US20150234019A1 (en) Local SAR Behavior of MRI Transmission Coils by Use of Orthogonal Loop Antennas
US10816621B2 (en) Magnetic resonance signal detector grid assemblies for magnetic resonance imaging
CN109444780B (zh) 发射阵列单元、体发射天线以及磁共振设备

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20100224

Termination date: 20140712

EXPY Termination of patent right or utility model