CN204394509U - 磁共振成像装置以及天线装置 - Google Patents

磁共振成像装置以及天线装置 Download PDF

Info

Publication number
CN204394509U
CN204394509U CN201290000910.4U CN201290000910U CN204394509U CN 204394509 U CN204394509 U CN 204394509U CN 201290000910 U CN201290000910 U CN 201290000910U CN 204394509 U CN204394509 U CN 204394509U
Authority
CN
China
Prior art keywords
conductor
crosspiece
electric field
antenna
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.)
Expired - Fee Related
Application number
CN201290000910.4U
Other languages
English (en)
Inventor
羽原秀太
五月女悦久
竹内博幸
越智久晃
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.)
Hitachi Ltd
Original Assignee
Hitachi Medical Corp
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 Hitachi Medical Corp filed Critical Hitachi Medical Corp
Application granted granted Critical
Publication of CN204394509U publication Critical patent/CN204394509U/zh
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

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
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
    • G01R33/34092—RF coils specially adapted for NMR spectrometers
    • 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
    • G01R33/3415—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils comprising arrays of sub-coils, i.e. phased-array coils with flexible receiver channels
    • 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
    • G01R33/345—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR of waveguide type
    • G01R33/3453—Transverse electromagnetic [TEM] coils
    • 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
    • G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • 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
    • G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3642—Mutual coupling or decoupling of multiple coils, e.g. decoupling of a receive coil from a transmission coil, or intentional coupling of RF coils, e.g. for RF magnetic field amplification
    • G01R33/365—Decoupling of multiple RF coils wherein the multiple RF coils have the same function in MR, e.g. decoupling of a receive coil from another receive coil in a receive coil array, decoupling of a transmission coil from another transmission coil in a transmission coil array

Landscapes

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

Abstract

本申请涉及一种磁共振成像装置以及天线装置，其中磁共振成像装置，其具备：形成静磁场的磁体；进行向所述静磁场发送高频信号以及接收从放置在所述静磁场内的检测体产生的核磁共振信号中的至少一方的RF线圈，所述磁共振成像装置的特征在于，所述RF线圈具备片状导体和天线部；所述天线部具备：从所述片状导体离开预定的距离而配置的横档导体；以及从所述片状导体离开预定的距离在所述横档导体的两端部配置的两个电场导体，所述横档导体和所述片状导体构成以该RF线圈发送的所述高频信号或接收的所述核磁共振信号的频率进行共振的环电路。本实用新型能够抑制耦合从而使RF磁场的空间分布均匀化，并且能够实现RF磁场向检测体内部的良好的浸透。

Description

磁共振成像装置以及天线装置
技术领域
本实用新型涉及测量来自检测体中的氢或磷等的核磁共振(Nuclear Magnetic Resonance，以下简称NMR)信号，对核的密度分布或弛豫时间分布等进行成像的核磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging，以下简称MRI)技术，尤其涉及进行高频信号的发送以及NMR信号的接收的至少一方的天线装置。
背景技术
在MRI装置中，通过向在静磁场磁体产生的均匀的静磁场中配置的检测体照射为电磁波的高频信号，激发检测体内的核自旋，并且接收核自旋产生的为电磁波的核磁共振信号，进行信号处理，由此对检测体进行成像。通过发送或接收无线电频率(RF)的电磁波的被称为RF天线或RF线圈的装置来进行高频信号的照射和核磁共振信号的接收。
作为RF线圈的种类，有只进行发送的发送天线，只进行接收的接收天线以及进行发送和接收双方的收发天线。在具有3特斯拉以下的静磁场强度的人体拍摄用MRI装置中，多数情况主要组合使用圆筒形状或圆盘形状的大的发送天线和具有片状或圆筒状等各种各样形状的较小的接收天线。
作为圆筒形的发送天线的例子，具有被称为鸟笼型的发送天线(例如，参照非专利文献1以及专利文献1)和被称为TEM型的发送天线(例如，参照专利文献2以及专利文献3)。通常，在这些发送天线中，沿着圆筒侧面设置16～32条左右的被称作横档(横杆或梯子的横棒)的与圆筒的中心轴平行配置的棒状的导体。这样的圆筒形的发送天线在被称作隧道型的MRI装置中使用。在隧道型MRI装置中，通过配置圆筒形状的静磁场磁体而形成隧道，检测体以躺在床上的状态进入隧道内部来进行拍摄。
作为接收天线的例子，例如有将导体弯曲成环形而构成的例子(例如，参照专利文献4)或弯曲成8字形等而构成的例子(例如，参照非专利文献2) 等。因为将这样的接收天线配置在比发送天线更靠近检测体的旁边，所以与体积天线相比灵敏度高，但是存在较多灵敏度区域部分较窄的情况。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：美国专利第7688070号说明书
专利文献2：美国专利第4751464号说明书
专利文献3：美国专利第5557247号说明书
专利文献4：日本特表2004-511278号公报
非专利文献
非专利文献1：Cecil E.Hayes,et al.,“An Efficient,Highly Homogeneous Radiofrequency Coil for Whole-Body NMR Imaging at 1.5T”,Journal of Magnetic Resonance(1985)Vol.63:p.622-628 
非专利文献2：Xiaoliang Zhang,et al,“Higher-Order Harmonic Transmittion-Line RF Coil Design for MR Applications”,Magnetic Resonance in Medecine(2005)Vol.53:p.1234 
实用新型内容
实用新型要解决的课题
近年来，在隧道型MRI装置中，使用3特斯拉或7特斯拉的高磁场。在3特斯拉以上的高磁场MRI装置中，RF电磁波(也称为RF磁场)在人体内部的波长变短，因此容易存在驻波，有时RF磁场的空间分布变得不均匀。对此，尝试通过增加发送天线的信道数量，控制各个信道来降低不均匀。然而，当增加发送天线的信道数量时，在各信道之间产生称为耦合的干扰，天线性能恶化。与发送天线一样，在接收天线中也会产生该信道间的耦合。
与耦合不同，检测体，例如人体是导电体，因此在向检测体照射RF磁场时，在检测体表面流过称为涡电流的屏蔽电流。该屏蔽电流妨碍RF磁场向检测体内部的浸透，因此无法充分激发检测体内的核自旋。
如上所述，当在高磁场化的MRI装置中沿用现有的天线时，存在RF磁场不能充分到达检测体内部的情况。此外，RF磁场的空间分布变得不均匀，当为了防止这些进行多信道化，此外，为了拍摄的高速化进行多信道化时，容 易在信道间产生耦合。
本实用新型是鉴于上述情况而提出的，其目的在于提供一种技术，与MRI装置的磁场强度无关，能够抑制耦合从而使RF磁场的空间分布均匀，并且实现RF磁场向检测体内部的良好的浸透。
解决课题的手段
本实用新型在形成环状的电路，并作为天线进行驱动的结构的一部分即横档导体的两端外侧，具备具有预定面积的板状的电场导体。
本实用新型提供一种磁共振成像装置，其具备：形成静磁场的磁体；进行向所述静磁场发送高频信号以及接收从放置在所述静磁场内的检测体产生的核磁共振信号中的至少一方的RF线圈，所述RF线圈具备片状导体和天线部；所述天线部具备：从所述片状导体离开预定的距离而配置的横档导体；以及从所述片状导体离开预定的距离在所述横档导体的两端部配置的两个电场导体，所述横档导体和所述片状导体构成以该RF线圈发送的所述高频信号或接收的所述核磁共振信号的频率进行共振的环电路。
在上述磁共振成像装置中，所述RF线圈是具备多个所述天线部的多信道天线。
在上述磁共振成像装置中，在所述横档导体的短轴方向，所述电场导体的宽度比所述横档导体的宽度宽。
在上述磁共振成像装置中，相邻的所述天线部的电场导体的间隔，比该相邻的天线部的横档导体的间隔窄。
在上述磁共振成像装置中，还具备将所述横档导体的两端部与该横档导体的大体正下方的片状导体连接的两个频率调整电容器。
在上述磁共振成像装置中，所述横档导体具有能够调整该横档导体的长度的形状。
在上述磁共振成像装置中，所述天线部具备多个所述横档导体。
在上述磁共振成像装置中，具备多个所述天线部，所述各天线部分别具备将所述RF线圈连接到该磁共振成像装置的连接端子，所述连接端子与所述横档导体以及片状导体连接，所述片状导体为筒状。
在上述磁共振成像装置中，所述片状导体为椭圆筒状。
在上述磁共振成像装置中，将所述天线部配置在与所述片状导体的距离随着向所述椭圆筒状的截面的长轴半径方向行进而变短的假想曲面上。
在上述磁共振成像装置中，将所述横档导体和所述电场导体电连接。
在上述磁共振成像装置中，所述横档导体和所述电场导体非电连接。
在上述磁共振成像装置中，还具备倾斜磁场施加单元，其施加倾斜磁场，该倾斜磁场对所述核磁共振信号赋予位置信息，所述电场导体具备间隙和间隙连接电容器。
在上述磁共振成像装置中，具备将相邻的天线部的横档导体的一侧的端部之间连接的桥接导体，所述桥接导体的两端与相邻的天线部的横档导体的端部通过耦合降低电容器进行连接。
在上述磁共振成像装置中，所述横档导体具有螺旋形状。
在上述磁共振成像装置中，所述横档导体具备平板状且左右交互地做成的切口。
本实用新型提供一种磁共振成像装置，其具备：形成静磁场的磁体；进行向所述静磁场发送高频信号以及接收从放置在所述静磁场内的检测体产生的核磁共振信号中的至少一方的RF线圈，所述RF线圈具备片状导体和天线部；所述天线部具备：从所述片状导体离开预定的距离而配置的横档导体；从所述片状导体离开预定的距离，在所述横档导体的两端部配置的两个电场导体；以及将所述横档导体与所述电场导体的一方连接的二极管，所述横档导体和所述片状导体构成以该RF线圈发送的所述高频信号或接收的所述核磁共振信号的频率进行共振的环电路。
本实用新型提供一种天线装置，其具备片状导体和天线部；所述天线部具备：从所述片状导体离开预定的距离而配置的横档导体；以及从所述片状导体离开预定的距离，在所述横档导体的两端部配置的两个电场导体，所述横档导体和所述片状导体构成以预定的频率进行共振的环电路。
实用新型的效果
根据本实用新型，与MRI装置的磁场强度无关，能够抑制耦合从而使RF磁场的空间分布均匀化，并且能够实现RF磁场向检测体内部的良好的浸透。
附图说明
图1是第一实施方式的MRI装置的概略结构图。
图2是第一实施方式的天线装置的立体图。
图3(a)是用于说明双信道的天线装置的磁场耦合的说明图，(b)是用于说明本实施方式的天线装置的电场耦合的说明图。
图4是用于说明通过赋予RF磁场而在体模上产生的屏蔽电流的说明图。
图5是用于说明本实施方式的天线装置的电场导体被赋予的电压对体模造成的影响的说明图。
图6是第一实施方式的天线装置的变形例的立体图。
图7是第一实施方式的天线装置的变形例的立体图。
图8是第二实施方式的天线装置的立体图。
图9是对第二实施方式的天线装置的各连接端子赋予的电压的图表。
图10是第三实施方式的天线装置的立体图。
图11是第三实施方式的天线装置的天线部的立体图。
图12是用于说明第三实施方式的天线部的配置的说明图。
图13是第四实施方式的天线装置的立体图。
图14是第四实施方式的天线装置的变形例的立体图。
图15是第四实施方式的天线装置的变形例的天线部的立体图。
具体实施方式
(第一实施方式)
下面，对应用本实用新型的第一实施方式进行说明。
首先，对本实施方式的MRI装置的结构进行说明。图1是本实施方式的MRI装置100的概略结构图。MRI装置100具备：在配置检测体112的测量空间形成静磁场的磁体101；对静磁场赋予预定方向的磁场梯度的倾斜磁场线圈102；对检测体112发送高频信号，并接收从检测体112产生的核磁共振信号的RF线圈103；生成从RF线圈103发送的高频信号后发送给RF线圈103，并对RF线圈103接收到的核磁共振信号进行信号处理的收发器104；向倾斜磁场线圈102提供电流的倾斜磁场电源109；控制收发器104以及倾斜磁场电源109的驱动，进行各种信息处理以及操作员的操作的数据处理部105；用于显示数据处理部105的处理结果的显示装置108；承载检测体112的床111。另外，数据处理部105具有根据RF线圈103接收并通过收发器104进行了各 种信号处理后的核磁共振信号，对检测体112的内部信息进行成像的成像部的功能。
倾斜磁场电源109和倾斜磁场线圈102通过倾斜磁场控制电缆107连接。此外，RF线圈103和收发器104，通过在RF线圈103和收发器104之间收发信号的收发电缆106连接。收发器104虽然未图示，但具备合成器、功率放大器、接收混合器、模拟数字转换器以及收发转换开关等。
MRI装置100根据磁体101形成的静磁场的方向，划分为水平磁场方式和垂直磁场方式。当为水平磁场方式时，磁体101一般具有圆筒状的孔(中心空间)，产生图1中的左右方向的静磁场。另一方面，当为垂直磁场方式时，隔着检测体上下配置一对磁石，从而产生图1中的上下方向的静磁场。
在具有上述结构的MRI装置100中，通过RF线圈103以及倾斜磁场线圈102，对配置在静磁场中的检测体112照射以数毫秒左右的间隔断续的高频信号、倾斜磁场。此外，接收与该高频信号共振从检测体112发出的核磁共振信号进行信号处理，来取得磁共振图像。检测体112，例如是人体的预定部位。检测体112躺在床111上，被配置在RF线圈103的内部。此外，通过RF线圈103以及倾斜磁场线圈102，分别发送以及施加高频信号以及倾斜磁场。将RF线圈103、倾斜磁场线圈102以及床111配置在磁体101形成的静磁场空间内。
在图1中，作为进行高频信号的发送和核磁共振信号的接收的RF线圈103，表示了单一的RF线圈，但并不局限于此。例如，作为RF线圈103还可以使用组合大范围拍摄用RF线圈和局部用RF线圈等，由多个线圈构成的RF线圈。此外，当没有必要特别区分时，将RF线圈103发送的高频信号和RF线圈103接收的核磁共振信号统称为电磁波。
在本实施方式中，即使是多信道线圈，也能够抑制信道间的耦合，并提供RF磁场良好地浸透到人体内部的RF线圈103。以下，使用附图对实现这些的本实施方式的RF线圈103进行详细地说明。在此，作为RF线圈103，以使用具有近似平面形状的天线装置200的情况为例进行说明。
图2是作为本实施方式的RF线圈103使用的天线装置200的立体图。如本图所示，本实施方式的天线装置200具备起到接地平面(接地面)的效果的 片状的导体(以下，称为片状导体)210和天线部220。并且，天线部220具备横档导体221、电场导体222、频率调整电容器器223以及连接端子224。
通过片状导体210、横档导体221、频率调整电容器223以及连接端子224，实现以预定的频率进行共振，进行电磁波的收发中的至少一方的天线的功能。另外，在图2中，示例了在一个片状导体210上配置两个天线部220，构成双信道的天线装置200的情况。
横档导体221由一个以上的细长平板或带状或棒状或筒状的导体制成。当为细长平板状时，与片状导体210的面大体平行地配置板状面。在为带状时，当与片状导体210的面大体平行地配置带面时，多数情况下能够有效利用空间并且性能良好。此外，在片状导体210的配置检测体112的一侧，从片状导体210隔开预定的距离(空间)配置横档导体221。与相邻的天线部220(信道)的横档导体221大体平行地配置横档导体221。
电场导体222由具有预定面积的板状的导体制成，分别与横档导体221的两端电连接。此时，希望以电阻为0.1Ω以下的几乎为零的方式连接。此外，与横档导体221同样地，在片状导体210的配置检测体112的一侧，从片状导体210隔开预定的距离(空间)，与片状导体的面大体平行地配置电场导体222的板状面。此外，以与相邻的天线部(信道)220的电场导体222接近的方式配置电场导体222。
如上所述，电场导体222具有板状，传递横档导体221被赋予的电压，产生电场。该电场抑制在检测体112表面上流过的屏蔽电流，该屏蔽电流是由于流过横档导体221的电流所产生的磁场而引起的。
并且，如本实施方式所示当为多信道的天线装置200时，在横档导体221的短轴方向(即两个横档导体221的邻接方向)上，使电场导体222的宽w2大于横档导体221的宽w1。如后所述，这是为了降低信道间的耦合。此外，希望电场导体222的面积S2大于横档导体221的面积S1。如后所述，这是为了使RF磁场良好地浸透到检测体112的深处。
在横档导体221的两端部中的各端部与大体正下方的片状导体210之间配置频率调整电容器223，将横档导体221的两端部中的各端部与片状导体210连接。当横档导体221的数量为N时，频率调整电容器器223的数量为2N。
如上所述，由于横档导体221的两端部分别通过频率调整电容器223连接，因此两个频率调整电容器223、一个横档导体221以及片状导体210形成环状的电路。调整频率调整电容器223的值，使天线装置200以在MRI装置100中使用的频率共振。由此，天线装置200作为MRI装置100的RF线圈103，收发预定的频率的电磁波。例如在频率调整电容器223中使用从数pF到10pF值的电容器。
由于电场导体222具有较广面积，且与片状导体210对向，从而在空间上具有电容器成分。因此，有助于决定天线装置200的共振频率的电容器的电容量，是作为元件的频率调整电容器223的电容量和基于电场导体222与片状导体210的电容器成分的电容量之和。当决定频率调整电容器223的电容量时，也会考虑基于该电场导体222和片状导体210的电容器成分。
连接端子224是在横档导体221的一边的端部和正下方的片状导体210设置的发送和/或接收端子。在横档导体221和正下方的片状导体210设置的连接端子224上连接同轴电缆230的端部。即，在连接端子224的横档导体221侧以及片状导体210侧分别连接同轴电缆230的内部导体以及外部导体。并且，该同轴电缆230作为上述的收发电缆106使用，从而将天线装置200和MRI装置100本体(收发器104)连接。天线装置200经由该同轴电缆230收发电磁波。连接端子224也可以称为收发端子、天线装置200的端口、供电点等。此外，在每个信道中设置连接端子224。
例如还可以使用电容器、电感器等数个集中常数元件，从而还具有匹配电路功能地构成连接端子224。
虽然未图示，但本实施方式的天线装置200具备用于从片状导体210上保持预定的距离，配置横档导体221和电场导体222的导体支撑结构。
以下，说明具有上述结构的本实施方式的多信道(双信道)的天线装置200能够降低信道间的干扰(耦合)，并使RF磁场良好地向检测体112浸透的情况。
首先，使用图3(a)以及图3(b)，对本实施方式的天线装置200能够降低信道间的干扰(耦合)的情况进行说明。
在本实施方式的天线装置200中，相邻地配置两条横档导体221。在此， 分别为横档导体221a、221b。此外，将分别与这些横档导体连接的电场导体222分别设为电场导体222a、222b，将分别具备这些横档导体和电场导体的天线部220设为天线部220a、天线部220b。
如图3(a)所示，当在一方的横档导体221a中流过交流电流721时，经由该交流产生的磁场722，两条横档导体221a以及221b产生耦合，在另一方的横档导体221b中也要流过同相位的电流723的力作用。相反，当在横档导体221b中流过电流时，同样地在横档导体221a中要流过同相位的电流的力作用。这被称为磁场耦合。
在本实施方式的天线装置200中，在横档导体221的两端部分别连接电场导体222。如图3(b)所示，当电流721流过一方的横档导体221a时，在电场导体222a中产生电荷724，在相邻的信道(天线部220b)的电场导体222b中产生相反符号的电荷725。由于该相反符号的电荷725，在相邻的天线部220b中产生电压，在另一方的横档导体221b中要流过逆向电流726的力作用。相反，当电流流过横档导体221b中时，在横档导体221a中要流过逆向电流的力作用。这被称为电场耦合。
例如，当电流721流过横档导体221a时，由于在此说明的磁场耦合和电场耦合，在横档导体221b中要流过相互逆向的电流(723、726)的力作用。因此，通过使电场导体222a和电场导体222b的电场耦合产生的力接近磁场耦合产生的力，能够通过相邻的信道间的耦合使流过横档导体221b的电流接近零。例如，当两个力抵消时，即使电流721流过横档导体221a，在横档导体221b中也不会流过电流。即，由于使两个力抵消，当电流721流过横档导体221a时，由于相邻的信道之间的耦合能够使横档导体221b中流过的电流为零。
在本实施方式的天线装置200中，相邻的两个天线部220的电场导体222，如图2所示，接近地配置。通过将相邻天线部220的电场导体222接近地配置，来增大电场耦合的力，使其接近磁场耦合的力，降低信道间的干扰(耦合)。
另外，使相邻的天线部220的电场导体222彼此接近，能够通过使相邻的天线部220的电场导体222的间隔比相邻的天线部220的横档导体221的间隔窄来实现。例如，在本实施方式中，通过将电场导体222的宽w2设成比横档导体221的宽w1大，使相邻的天线部220的电场导体222的间隔比横档导体 221的间隔窄。
例如，片状导体210是宽360毫米、长400毫米、厚30微米的铜箔，通过从此处离开20毫米配置宽w120毫米、长200毫米的横档导体221，并在其两端连接宽w2130毫米、长80毫米的电场导体222，由此构成本实施方式的天线装置200。横档导体221和电场导体222，例如由铜箔等导体制成。此外，如果使相邻的信道的电场导体222的间隔为10毫米，则能够使其比相邻的横档导体221的间隔120窄地构成天线装置。
接下来，通过图4以及图5说明本实施方式的天线装置200由于具有电场导体222，从而抑制在检测体112表面产生的屏蔽电流，增大磁场向检测体112的浸透。
图4以及图5表示当对天线装置200施加交流电压时的预定的瞬间的电流、磁力线、电场。在此，作为检测体112，使用模拟生物体的体模113。体模113具有圆筒形状，在其内部封入由水和电解质构成的水溶液。在体模113的内部装满的水溶液，具有预定的电导率。关于体模113的尺寸，例如，当模拟人的头部时，为直径20厘米，长30厘米左右。
图4是用于说明由流过横档导体221的交流电流701产生的磁力线702对体模113造成的影响的图。当电流701流过时，通过麦克斯韦方程式以围绕电流701的方式产生磁力线(B)702。磁力线(B)702通过片状导体210和横档导体221之间，从体模113的圆筒侧面侵入并贯通。
此时，由于模拟了生物体的体模113内的水溶液具有电导率，因此对于要贯通的磁力线(B)702在体模113的表面产生涡电流(表面电流)703。该涡电流(表面电流)703，起到阻碍磁力线502贯通的作用。此外，该涡电流(表面电流)703，在最靠近横档导体221的圆筒侧面中，与流过横档导体221的电流平行且逆向地流动。
图5是用于说明通过流过横档导体221的交流电流701对电场导体222施加的电压711对体模113造成的影响的图。当电流701流过时，对横档导体221的两端的电场导体222中的一方的电场导体222赋予正电压711。从被赋予了正电压711的电场导体222，如图5所示，对体模113的圆筒端部产生具有极性的电场(E)712。在此产生的电场(E)712，产生到体模113的另一 端，在图左侧成为正电压，在图右侧成为负电压。通过该电场(E)712，在体模113表面的靠近横档导体221的部分引起电流713。该电流713的方向与图4所示的涡电流(表面电流)703为反向。
因此，由电场(E)712在体模113的表面产生的电流713成为抵消流过体模113表面的涡电流(表面电流)703的电流。即，通过赋予给电场导体222的电压711产生的电场712，能够抑制体模113表面的涡电流703。并且，通过抑制涡电流703，降低妨碍磁力线702侵入的作用，从而磁力线702浸透到体模113更深的内部。
另外，为了通过电场导体222更有效地对检测体112赋予电场，希望电场导体222的面积大。在本实施方式中，通过使电场导体222的横宽W2比横档导体221的横幅W1大，实现具有大面积的电场导体222。在本实施方式的天线装置200中，电场导体222的面积越大，越能高效地对检测体112赋予电场。然而，电场导体222具有能够产生可以抑制涡电流703的电场的面积即可。
如以上说明所述，本实施方式的MRI装置具备产生静磁场并形成静磁场的磁体101、进行向所述静磁场发送高频信号以及接收从设置在所述静磁场内的检测体产生的核磁共振信号的至少一方的RF线圈103，所述RF线圈103具备片状导体210和天线部220，所述天线部220具备从所述片状导体210隔开预定的距离配置的横档导体221和从所述片状导体210隔开预定的距离在所述横档导体221的两端部配置的两个电场导体222，所述横档导体221和所述片状导体210构成以该RF线圈103发送的所述高频信号或接收的所述核磁共振信号的频率进行共振的环电路。
所述电场导体222产生用于抑制通过流过所述横档导体221的电流所产生的磁场在所述检测体表面流过的屏蔽电流所需要的充分的电场。另外，所述RF线圈103是具备多个所述天线部220的多信道天线，各天线部220的所述电场导体222使该邻接的天线部220的所述电场导体222产生抑制相邻的所述天线部220的横档导体221间的磁场耦合的电压。
还具备将所述横档导体221的两端部和该横档导体221的大体正下方的片状导体210连接的两个频率调整电容器223，调整所述频率调整电容器223的值，使所述环电路以所述高频信号或所述核磁共振信号的频率进行共振。此外， 将所述横档导体221和所述电场导体222电连接。
可以使相邻的所述天线部220的电场导体222间的间隔，比该相邻的天线部220的横档导体221的间隔窄。此外，可以以使所述电场导体222产生所述电场的方式决定其面积。
即，在本实施方式中，作为RF线圈103使用的天线装置200，在收发电磁波的天线的结构要素即横档导体221的两端具备具有预定面积的电场导体222。由于具备该电场导体222，本实施方式的天线装置200能够降低相邻的信道间的耦合电流，此外，还能够抑制在检测体112的表面产生的屏蔽电流，从而可以使RF磁场良好地浸透到检测体内部。
通过将该天线装置200作为RF线圈103使用，在本实施方式的MRI装置100中，能够提高RF线圈103在检测体深处的灵敏度。此外，通过将天线装置200作为RF线圈103使用，在本实施方式的MRI装置中，不会因磁场耦合而引起性能的降低，并且通过多信道化控制能够使RF磁场的空间分布均匀化，使用多信道化的天线能够提高拍摄速度。
特别是根据本实施方式的线装置200，在横档导体221的短轴方向，由于电场导体222的宽w2大于横档导体221的宽w1，相邻的信道间的电场导体222彼此接近，因此能够更有效地产生抑制磁场耦合的电场耦合。
此外，根据本实施方式的天线装置200，由于使电场导体222的面积S2为能够产生抑制屏蔽电流的电场的大小，因此能够有效地抑制屏蔽电流，使RF磁场深入浸透到检测体112内部。
另外，在现有的TEM型天线的横档导体端部也会产生电场。但是，在现有的TEM型天线中，在横档导体的中心部和端部导体的宽不发生变化，因此，即使在赋予与本实施方式的天线装置200相同电压的情况下，由于横档导体端部的有效面积小，因此无法有效地对被写体赋予电场。
此外，在鸟笼型天线中，在横档导体的两端连接了环状导体，存在环状导体部分比横档导体部分宽广的天线。然而，如同形成环那样，圆筒状地将鸟笼型的环状导体连接一周，电压并不一定在横档导体的端部变高。因此，横档导体的端部赋予的电场的大小被限定。因此，无法得到与本实施方式的天线装置200相同的效果。此外，鸟笼型天线很难形成两个信道以上的独立信道的结构。
此外，根据本实施方式的天线装置200，通过在一个信道上设置一个连接端子224，通过经由该连接端子224提供的电压，实现天线的功能和电场导体222对屏蔽电流的抑制。
因此，根据本实施方式的天线装置200，能够通过简单的结构配置多个信道，并且，能够构成RF磁场良好地浸透到人体内部的RF线圈103。即，根据本实施方式，能够以简单的结构实现高性能的RF线圈103。
另外，作为调整天线装置200的共振频率的方法，除了改变频率调整电容器223的值的方法以外，还有改变基于电场导体222和片状导体210的电容器电容量的方法。能够通过改变电场导体222的面积或通过在电场导体222和片状导体210的之间放入电介质来改变基于电场导体222和片状导体210的电容器的电容量。更具体而言，通过切断电场导体222的端部或在端部附加铜板，能够增减电场导体222的面积。此外，作为电介质，能够通过将特氟龙(注册商标)板等放入片状导体210和电场导体222之间来增加电容器的电容量。
在本实施方式中，作为同轴电缆230的端部和天线装置200的连接点的连接端子224，如图2所示，设置在横档导体221一边的端部附近，但连接端子224的设置位置并不局限于此。例如，可以是横档导体221的中央部。此时，在横档导体221的中央部设置缝隙，在其两端部连接同轴电缆230。此外，例如，也可以在电场导体222的端部和片状导体210双方上连接同轴电缆230。
此外，在本实施方式中，天线装置200作为收发兼用的RF线圈103而被使用，但也可以使用只发送，或只接收的RF线圈。此时，RF线圈103(天线装置200)需要称为失谐的功能。这是为了防止与其他的天线装置200的干扰而错开共振频率的功能。
此时，天线装置200，例如如图6所示，在横档导体221和一方的电场导体222之间设置缝隙241。并且，该缝隙241之间通过二极管(未图示)连接。当采用这样的结构时，在电流流过二极管，并将横档导体221和电场导体222连接的状态下，天线装置200进行作为天线的通常动作。另一方面，在通过切断二极管的电流而切断了两者连接的状态下，天线装置200由于连接被切断一侧的电场导体222和片状导体210之间形成的电容器成分不会有助于共振，因此共振的频率偏移而产生失谐。
此在，在上述实施方式中，通过将相邻的信道间的电场导体222彼此接近地配置来实现耦合的降低，但并不限于此。例如，也可以在相邻的两个电场导体222之间连接具有数pF电容量的电容器，实现耦合的抑制。通过电容器连接相邻的两个天线的导体来切断两个天线间的干扰的方法为现有的公知技术。
此外，在本实施方式中，以在天线部220中针对一对电场导体222具备一个横档导体221的情况为例子进行了说明，但横档导体221的数量并不仅限于此。例如，如图7所示，天线部220也可以具备多个横档导体221。
在图7中，示例了把以三个横档导体221作为一组连接到一对电场导体222而构成的天线部220并排成两个平面状的例子。频率调整电容器223设置在一个横档导体221的两端。在图7中，图示了一个信道中两个电容器223，但是也可以在三个横档导体221的两端分别设置共计6个电容器223。在此，连接端子224未图示。但是，在各信道(天线部220)中配置一个连接端子224。连接电场导体222的横档导体221的数量并不限于此。
通过多条横档导体221连接一对电场导体222之间，可以在更广的范围产生磁场，从而能够实现广阔的天线灵敏度。
此外，在本实施方式中，以具备两个天线部220的双信道的天线装置200为例子进行了说明，但天线部220(信道)数量并不局限于此。
不论天线部220(信道)的数量为几个，与本实施方式相同地，以与相邻的天线部的横档导体221大体平行的方式配置各天线部220的横档导体221，以与相邻的天线部的电场导体222接近的方式配置各天线部220的电场导体222。
(第二实施方式)
接下来，对应用本实用新型的第二实施方式进行说明。在第一实施方式的RF线圈中，将横档导体221和电场导体222电连接。另一方面，在本实施方式中，使横档导体221和电场导体222非电连接。
本实施方式的MRI装置100具有与第一实施方式基本相同的结构。然而，如上所述，作为RF线圈103使用的天线装置的结构不同。以下，关于本实施方式，着眼于与第一实施方式不同的天线装置进行说明。
图8是用于说明第二实施方式的天线装置300的图。本实施方式的天线装 置300与第一实施方式相同地，具有片状导体310和天线部320。此外，天线部320具有横档导体321、电场导体322、频率调整电容器323以及连接端子324。分别具有与第一实施方式同名部件相同的功能。此外，各部件的结构以及配置也基本与第一实施方式相同。
然而，本实施方式的天线部320分别单独具有横档导体321和两个电场导体322。即，在本实施方式的天线部320中，如图8所示，没有将横档导体321和电场导体322电连接。
在本实施方式中，与片状导体310保持预定距离地，在片状导体310上配置横档导体321和电场导体322。此外，电场导体322的横宽比横档导体321的横宽大。此外，希望将电场导体322的面积设成比横档导体321的面积大。相邻的天线部320的横档导体321彼此以大体平行的方式配置。此外，相邻的天线部(信道)的电场导体322彼此为了能够抑制耦合而充分接近地配置。各配置，与第一实施方式相同地，通过导体支撑结构(未图示)来实现。
此外，频率调整电容器323分别与横档导体321的两端连接，并与片状导体310连接。横档导体321、频率调整电容器323以及片状导体310形成环状的电路。由此，由两个频率调整电容器323、横档导体321以及片状导体310形成的电路，作为一个信道的天线而发挥作用。此外，此时，调整频率调整电容器323，以使天线装置300以在MRI装置100中使用的频率共振。由此，本实施方式的天线装置300作为MRI装置100的RF线圈103而发挥作用。在图8中示例了由共有一个片状导体310的两个天线部320构成的两个信道的天线装置300。
此外，在本实施方式的天线装置300中，在各天线部320中配置了横档导体221和电场导体222的合计数量的连接端子324。例如，在本实施方式中，配置了一个状导体221和两个电场导体222。因此，在一个天线部320中配置了三个连接端子324(324a、324b、324c)。
例如，在本实施方式的天线装置300中，将一个连接端子324a设置在横档导体321的一方的端部和正下方的片状导体310。即，连接MRI装置100本体和天线装置300的同轴电缆330a的中心导体与连接端子324a的横档导体321侧连接，同轴电缆330a的外部导体与片状导体310侧连接。将剩下的两 个连接端子324b、324c设置在两个电场导体322中的各个电场导体和片状导体210，分别通过同轴电缆330b、330c与MRI装置100连接。
在本实施方式中，由于具有这样的结构，因此经由设置在各个电场导体322的连接端子324b、324c对各电场导体322赋予电压。因此，在本实施方式的天线装置300中，能够独立地控制流过横档导体321的电流和对电场导体322赋予的电压。
另外，向各连接端子324a、324b、324c连接的同轴电缆330a、330b、330c，可以沿着片状导体310而汇集。例如，在图8中示例了将与连接端子324c连接的同轴电缆330c沿着片状导体310一直配线到连接端子324a的地方，并同与连接端子324a连接的同轴电缆330a汇集进行配线的情况。通过这样的结构，向天线装置300的配线变得容易。
在此，说明当把本实施方式的天线装置300作为RF线圈103的发送天线使用时，分别对三个连接端子324a、324b、324c赋予的电压的相位。在本实施方式中，也与第一实施方式相同地，在电场导体322中产生具有极性的电场，通过由于该电场而流过检测体112表面的逆向电流，抵消检测体112表面的屏蔽电流，使通过流过横档导体321的电流产生磁场良好地浸透。
为了产生使抵消检测体112表面的屏蔽电流的电流流过的电场，对横档导体221的连接端子324a和在横档导体221的配置连接端子324a的一侧连接的电场导体222的连接端子(图8的例子中为324b)以同相位进行供电。并且，希望对在横档导体221的没有配置连接端子324a的一侧连接的电场导体222的连接端子(图8的例子中为324c)，以与向连接端子324a以及324b供电的相位相差180度的相位(逆相位)进行供电。
通过这样的供电，能够对两电场导体322提供与第一实施方式的天线装置200同相位的电压。由此，本实施方式的天线装置300，也与第一实施方式相同地，产生在抵消屏蔽电流的方向流过电流的电场。
在图9中表示了向各供电点(连接端子324)赋予的电压的具体例。在图9中，横轴表示时间，纵轴表示电压。如本图所示，对连接端子324a和324b赋予实线的正弦波的电压801，对连接端子324c赋予与连接端子324a以及324b被赋予的电压相差180度相位的虚线的正弦波的电压802。
在将提供给连接端子324c的电压的波形变化180度从而变为提供给其他的两个连接端子324a以及324b的电压的波形的方法中，具有以下的方法。将来自一个功率放大器的输出分割为使各个相位相同的三个输出。然后，分别提供给连接端子324a，324b，324c。此时，将用于供电的各同轴电缆330a，330b，330c的长度设为330a和330b长度相同，将330c设为长或短所使用的频率的半波长度。通过这样的结构，可以使进入到连接端子324c的相位错位180度。
在本实施方式的天线装置300中，也与第一实施方式相同地，为了有效地抑制信道间的耦合，进行配置使电场导体322的横宽w2大于横档导体321的横宽w1，相邻的天线部220的电场导体222的间隔比横档导体221的间隔窄。
另外，同样地，使电场导体322的面积为能够产生抑制在检测体112表面产生的涡电流的电场的大小。在第一实施方式中，对电场导体222传递在频率调整电容器223中产生的电压赋予电压。因此，对电场导体222赋予的电压存在制约，为了产生需要的电场，通过电场导体222的面积进行调整。另一方面，如上所述，在本实施方式中，能够与赋予横档导体321的电流独立地控制赋予电场导体322的电压。因此，能够通过调整电压大小来调整产生的电场。由此，与第一实施方式相比，电场导体322的面积的自由度大。
如以上的说明那样，本实施方式的MRI装置具备产生静磁场并形成静磁场的磁体101和进行向所述静磁场发送高频信号以及接收从设置在所述静磁场内的检测体产生的核磁共振信号的至少一方的RF线圈103，所述RF线圈103具备片状导体310和天线部320，所述天线部320具备从所述片状导体310隔开预定的距离配置的横档导体321和从所述片状导体310隔开预定的距离在所述横档导体321的两端部配置的两个电场导体322，所述横档导体321和所述片状导体310构成以该RF线圈103发送的所述高频信号或接收的所述核磁共振信号的频率进行共振的环电路。
所述电场导体322产生用于抑制通过流过所述横档导体321的电流所产生的磁场在所述检测体112表面流过的屏蔽电流的电场。此外，所述RF线圈103是具备多个所述天线部320的多信道天线，各天线部320的所述电场导体322在相邻的天线部320的所述电场导体322中产生抑制相邻的所述天线部320的横档导体321间的磁场耦合的电压。
还具备将所述横档导体321的两端部和该横档导体321的大体正下方的片状导体310连接的两个频率调整电容器323，调整所述频率调整电容器323的值，使所述环电路以所述高频信号或所述核磁共振信号的频率共振。此外，所述横档导体321和所述电场导体322非电连接，对所述电场导体322与所述横档导体321独立地赋予电压，将该电压设为产生所述电场的大小。
可以使相邻的所述天线部320的电场导体322的间隔，比该相邻的天线部320的横档导体321的间隔窄。
即，根据本实施方式，与第一实施方式相同地，在收发电磁波的天线的结构要素即横档导体321的两端具备具有预定面积的电场导体322。通过具备该电场导体322，本实施方式的天线装置300能够降低相邻的信道间的耦合电流，此外，还能够抑制在检测体112表面产生的屏蔽电流，从而可以使RF磁场良好地浸透到检测体内部。
通过将该天线装置200作为RF线圈103使用，在本实施方式的MRI装置100中，能够提高RF线圈103在检测体深处的灵敏度。此外，通过将该天线装置300作为RF线圈103使用，在本实施方式的MRI装置中，不会因磁场耦合而引起性能的降低，能够通过多信道化控制使RF磁场的空间分布均匀化。
并且，在本实施方式的天线装置300中，横档导体321和电场导体322非电连接。因此，能够与收发电磁波的横档导体321独立地控制向电场导体322赋予的电压，能够分别对电磁波的收发和屏蔽电流的抑制进行最佳的控制。
由于能够独立地控制赋予电场导体322的电压，所以电场导体322的尺寸没有产生电场的制约，能够以更高的自由度形成电场导体322。
在本实施方式中，也与第一实施方式相同地，可以具有各种变形。不必顾忌连接端子324a相对于横档导体321的位置。然而，当连接端子324a的位置与图8不同时，向各端子赋予的电压波形的相位关系并非是如图9那样的单纯的180度相位逆转的关系。此外，可以实现收发中的任一方。此时，通过切断构成环电路的横档导体321的一部分而通过二极管进行连接，实现失谐。此外，为了降低耦合，也可以在相邻的两个横档导体321之间连接具有数pF的电容量的电容器。并且，对于一对电场导体322，可以具有在相邻的横档导体321 间分别连接两端部分的多个横档导体321(未图示)。
另外，在对于一对电场导体322，具备多个横档导体321时，分别在各横档导体321和一对电场导体322设置连接端子。
此外，在本实施方式中，与第一实施方式相同地，同样以具备两个天线部320的两个信道的天线装置300为例子进行了说明，但信道数量并不局限于此。
(第三实施方式)
接下来，对应用本实用新型的第三实施方式进行说明。在本实施方式中，圆筒或椭圆筒的筒状地构成片状导体，在其内侧分别配置构成一个信道的多个天线部。
本实施方式的MRI装置100具有与第一实施方式基本相同的结构。然而，如上所述，作为RF线圈103使用的天线装置的结构不同。本实施方式的天线装置400，如图10所示，全体为筒状。因此，本实施方式的MRI装置100是具有圆筒状的孔的水平磁场方式的MRI装置。以下，使用图10以及图11，关于本实施方式，着眼于与第一实施方式不同的天线装置进行说明。
图10是本实施方式的天线装置400的外观图。在此，作为一例，以从圆筒一侧的开口部看，在圆筒状的片状导体410内的右上、右下、左下、左上设置了四个天线部420，以作为四个信道的天线构成的情况为例子进行说明。
如本图所示，本实施方式的天线装置400，与第一实施方式相同地，也具备片状导体410和天线部420。此外，天线部420具备横档导体421、电场导体422、频率调整电容器以及连接端子。另外，在本图中为了简化说明，未图示频率调整电容器和连接端子。
与第一实施方式相同地，在连接端子上连接同轴电缆。天线装置400经由该同轴电缆与MRI装置100连接。图11是抽出了本实施方式的天线部420的横档导体421和电场导体422的图。
本实施方式的片状导体410，如上所述，将在第一以及第二实施方式中的平面状的片状导体变形为圆筒形状。在该圆筒状的片状导体410内部配置四个信道的四组天线部420。在本实施方式中，一个天线部420构成一个信道。
如图11所示，各天线部420具备一对电场导体422和多个横档导体421。各横档导体421在一对电场导体422之间平行地配置。在图11中，示例了横 档导体421为10个的情况。
如上所述，通过多条横档导体421将一对电场导体422之间连接，能够在比圆筒内部的圆周方向更广的范围产生磁场，从而能够实现广天线灵敏度区域。
在本实施方式的天线装置400中，在天线装置400的圆周方向使电场导体422的横宽w2大于一个横档导体421的宽w1。由此，使电场导体422的面积为能够产生流过抵消屏蔽电流的电流的电场的大小。
横档导体421以及电场导体422，与第一实施方式相同地，从片状导体410离开预定的距离而配置。例如，当片状导体410为圆筒状时，在与片状导体410同轴的假想圆筒上配置。此外，当片状导体410为椭圆状时，在与片状导体410同轴的假想椭圆筒上配置。向假想圆筒、假想椭圆筒的配置，通过导体支撑结构(未图示)来实现。
另外，当片状导体410为椭圆筒状时，也可以配置在与片状导体410扁平率不同的假想椭圆筒上或其他形状的假想曲面上。此时，例如如图12所示，可以配置在与片状导体410的距离随着向片状导体410的截面的椭圆的长轴半径方向行进，而变短的假想椭圆筒411上或假想曲面上。
例如，如果使圆筒形状的片状导体410的直径为600毫米时，能够构成将人体设置在内部来进行拍摄的天线装置400。此外，如果使圆筒形状的片状导体410的直径为270毫米左右，能够构成将人的头部设置在内部来进行拍摄的天线装置400。
另外，当这样在圆筒或椭圆筒内部构成四个信道的天线时，通过改变向各个信道发送的RF波形的振幅和相位，能够使赋予检测体112的照射RF最佳化。该方法被称为RF匀场(RF shimming)或并列RF照射。通过将这些方法应用到本实施方式的天线装置400，在3特斯拉以上的高磁场MRI装置中能够降低显著的照射RF的不均匀。
如以上说明那样，本实施方式的MRI装置具备产生静磁场并形成静磁场的磁体101、进行向所述静磁场发送高频信号以及接收从设置在所述静磁场内的检测体112产生的核磁共振信号的至少一方的RF线圈103，所述RF线圈103具备片状导体410和天线部420，所述天线部420具备从所述片状导体410隔开预定的距离而配置的横档导体421和从所述片状导体410隔开预定的距离 在所述横档导体421的两端部配置的两个电场导体422，所述横档导体421和所述片状导体410构成以该RF线圈103发送的所述高频信号或接收的所述核磁共振信号的频率进行共振的环电路。
所述电场导体422产生用于抑制通过流过所述横档导体421的电流所产生的磁场在所述检测体112表面流过的屏蔽电流的电场。此外，所述RF线圈103是具备多个所述天线部420的多信道天线，各天线部420的所述电场导体422使相邻的天线部420的所述电场导体422产生抑制相邻的所述天线部420的横档导体421之间的磁场耦合的电压。
还具备将所述横档导体421的两端部和该横档导体421的大体正下方的片状导体410连接的两个频率调整电容器，调整所述频率调整电容器的值，使所述环电路以所述高频信号或所述核磁共振信号的频率进行共振。
具备多个所述天线部420，所述各天线部420分别具备将该RF线圈103连接到所述MRI装置100的连接端子，所述连接端子与所述横档导体421以及片状导体410连接，所述片状导体410为筒状，独立地控制经由所述各连接端子提供给所述各天线部420的电压的相位以及振幅，使从该RF线圈103发送的所述高频信号最佳化。
所述片状导体410可以是椭圆筒装。此外，可以将所述天线部420配置在与所述片状导体的距离随着向所述椭圆筒的截面的长轴半径方向行进而变短的假想曲面上。此外，在所述横档导体421的短轴方向，可以使所述电场导体422的宽度比所述横档导体421的宽度宽。
即，本实施方式的天线装置400，与第一实施方式相同地，在收发电磁波的天线的结构要素即横档导体421的两端具备具有预定面积的电场导体422。通过具备该电场导体422，本实施方式的天线装置400能够降低相邻信道间的耦合电流，此外，还可以抑制在检测体112的表面产生的屏蔽电流，从而能够使RF磁场良好地浸透到检测体内部。
通过将该天线装置400作为RF线圈103使用，在本实施方式的MRI装置100中，能够提高RF线圈103在检测体深处的灵敏度。此外，通过将天线装置400作为RF线圈103使用，在本实施方式的MRI装置中，不会因磁场耦合而引起性能的下降，能够通过多信道化控制使RF磁场的空间分布均匀化。
尤其根据本实施方式的天线装置400，如图10所示，当把具有多个横档导体421的天线部420排列四个，构成为四信道的天线时，根据其尺寸和形状在3特斯拉以上的MRI装置100中，适合作为躯干部的收发天线。
各电场导体422，如图11所示，也可以具备缝隙(间隙)441。通过加入间隙441，能够降低由于倾斜磁场线圈102产生的磁场而在电场导体422表面产生的涡电流。由此，能够降低在电场导体422表面产生的涡电流引起的发热或对成像的坏影响。
在图11中示例了在一个电场导体422中加入四条间隙441而将电场导体422分割为五个部分的导体的情况。各部分导体与相邻的各部分导体，在间隙441的两端部分通过间隙连接电容器连接。间隙连接电容器使用数100到数千pF的电容器。调整间隙连接电容器，以便在倾斜磁场中使用的数kHz的交流磁场下电阻断，在作为RF线圈103使用的数10MHz以上的交流磁场中作为一个宽广的电场导体422发挥作用。通过采用这样的结构，能够显著减少倾斜磁场的涡电流的影响。
并且，本实施方式的天线装置400，如图10所示，还可以具备将相邻的信道(天线部420)间的横档导体421的一侧的端部之间连接的桥接导体442。桥接导体442的两端和相邻的信道(天线部420)的横档导体421的端部，通过耦合降低电容器进行连接。在本实施方式的天线装置400中，通过这样的结构，进一步减少信道之间的耦合。与信道间的耦合大，赋予了电场导体422无关，该桥接导体442在残留有微小的耦合的情况下使用。例如，通过在桥接导体442和横档导体421之间的连接中使用数pF的耦合降低电容器，能够通过S参数的值使信道间的耦合为﹣15dB以下程度。
另外，施加给电场导体422的电压存在提高到数kV程度的情况。为了防止此时的电晕放电等，也可以实施将电场导体422的角部变圆、对端部进行电晕涂料涂覆的加工。
此外，为了防止沿面放电，也可以在电场导体422的端部设置空气层。这是为了减少导体支撑结构和电场导体422的接触面。
另外，在本实施方式中，与第一实施方式相同地，以将电场导体和横档导体电连接的结构为例子进行了说明，但并不局限于此。如第二实施方式所示， 电场导体和横档导体可以非电连接。此时，如第二实施方式所示，分别在各横档导体、一对电场导体设置连接端子，连接同轴电缆430。
此外，与第一实施方式相同地，为了调整共振频率，通过与第一实施方式相同的方法，改变基于电场导体422和片状导体410的电容器的电容量。此外，不必考虑连接端子对于横档导体421的位置。此外，可以实现收发中的任一方。此时，与第一实施方式相同地，在横档导体421和电场导体422之间设置间隙，在这之间通过二极管连接，来实现失谐。此外，一对电场导体422之间的横档导体421也可以是一个。
另外，能够在其他的实施方式中应用在电场导体422中加入间隙441的结构，以及在相邻的天线部420(信道)间配置桥接导体442，通过耦合降低电容器连接的结构。
此外，在本实施方式中，以具备四个天线部420的四信道的天线装置400为例子进行了说明，但信道数量并不局限于此。
(第四实施方式)
接下来，对应用本实用新型的第四实施方式进行说明。作为本实施方式的MRI装置的RF线圈使用的天线装置，能够将横档导体调制成所希望的长度。
本实施方式的MRI装置100具有与第一实施方式基本相同的结构。然而，如上所述，在RF线圈103中使用的天线装置的结构不同。以下，关于本实施方式，着眼于与第一实施方式不同的天线装置进行说明。
图13是本实施方式的天线装置500的外观图。本实施方式的天线装置500，也与第一实施方式相同地，具备片状导体510和天线部520。此外，天线部520具备横档导体521、电场导体522、频率调整电容器以及连接端子。在此，为了使说明简单化，未图示频率调整电容器和连接端子。另外，各结构具有与第一实施方式同名的结构相同的功能。
此外，频率调整电容器与横档导体521的两端连接，并且分别与片状导体510连接。横档导体521、频率调整电容器以及片状导体510形成环状的电路。由此，由两个频率调整电容器、横档导体521以及片状导体510形成的电路，作为一个信道的天线来发挥作用。对每个信道设置一个连接端子。此外，此时，调整频率调整电容器，使天线装置500以在MRI装置100中使用的频率共振。 由此，本实施方式的天线装置500作为MRI装置100的RF线圈103发挥作用。
图13中作为一例，表示了由四个天线部520构成的四信道的天线装置500。另外，示例了片状导体510是切取了圆筒侧面的一部分的形状的情况。
如图13所示，本实施方式的横档导体521，与第一实施方式相同地，将一对电场导体522分别连接到其两端。然后，本实施方式的横档导体521，与第一实施方式相同，由细长的平板或带状或棒状或筒状的导体来制成。但是，在其一部分中具有折回部541。
在图13中示例了具有带状的导体如形成环那样转动一周后的折回部541的横档导体521。当从端部开始追溯横档导体521时，向一方向前进的横档导体521在折回部541折返一次而逆向前进，再折回一次向与开始相同方向前进，从而达到另一端。折回部541的折回一次而逆向前进的部分542通过比其他的部分更靠近片状导体510的区域。
本实施方式的横档导体521以逆向前进的部分542和其他与片状导体510平行的部分分别与片状导体510保持一定距离的方式配置。此外，配置成不与片状导体510接触。与片状导体510和横档导体521的逆向前进的部分542以外保持相同的距离配置电场导体522。配置，与第一实施方式相同地，通过导体支撑结构(未图示)而实现。
折回部541的形状也称为螺旋形状。此外，从横向看时可以看到成为环，因此也可以称为环形状。
通过使横档导体521为具有图13所示的折回部541的形状，横档导体521的有效长度变成。因此，在本实施方式中，在横档导体521的两端部分产生的电压与没有折回部541的横档导体521相比变高。
另外，本实施方式的横档导体521能够通过改变折回部541长度来调整其有效长度。包含横档导体521的天线装置500的共振频率f、横档导体521的有效电感L、包含频率调整电容器的电容量的基于天线部520以及片状导体510的电容器成分C具有f＝α(L×C)-1/2的关系(在此，α为比例常数)。即，通过横档导体521的有效电感L和电容器成分的电容量C决定共振频率f。因此，能够通过调整横档导体521的有效长度来调整电感L，能够调整用于使 天线装置500为希望的共振频率的频率调整电容器的电容量。
例如，通过将横档导体521的有效长度变长，能够使共振所需要的频率调整电容器的电容量变小。此外，通过横档导体521的有效长度，变得不需要频率调整电容器。当不需要频率调整电容器时，不需要向片状导体510焊接频率调整电容器，因此能够在片状导体510上自由地移动天线部520，从而增加了设计的自由度。
另外，在图13中，折回部541的折回次数(螺旋的转数)为一次，但不必考虑次数。也可以采用旋转两次、三次等多次旋转的螺旋形状的横档导体521的结构。
此外，在本实施方式的天线装置500中，横档导体521以及电场导体522的其他结构上的特征与第一实施方式相同。即，使电场导体522的横宽w2大于横档导体521的横宽w1。此外，使电场导体522的面积为能够产生抑制屏蔽电流的电场的大小。例如，希望大于横档导体521的面积。将相邻的天线部520的横档导体521彼此基本大体平行地配置。此外，为了能够抑制耦合，将相邻的天线部(信道)的电场导体522彼此充分接近地配置。
如以上说明所述，本实施方式的MRI装置具备产生静磁场并形成静磁场的磁体101和进行向所述静磁场发送高频信号以及接收从设置在所述静磁场内的检测体112产生的核磁共振信号的至少一方的RF线圈103，所述RF线圈103具备片状导体510和天线部520，所述天线部520具备从所述片状导体510隔开预定的距离而配置的横档导体521和从所述片状导体510隔开预定的距离在所述横档导体521的两端部配置的两个电场导体522，所述横档导体521和所述片状导体510构成以RF线圈103发送的所述高频信号或接收的所述核磁共振信号的频率共振的环电路。
所述电场导体522产生用于抑制通过流过所述横档导体521的电流所产生的磁场在所述检测体112表面流过的屏蔽电流的电场。此外，所述RF线圈103是具备多个所述天线部520的多信道天线，各天线部520的所述电场导体522使相邻的天线部520的所述电场导体522产生抑制相邻的所述天线部520的横档导体521间的磁场耦合的电压。
还具备将所述横档导体521的两端部与该横档导体521的大体正下方的片 状导体510连接的两个频率调整电容器，调整所述频率调整电容器的值，使所述环电路以所述高频信号或所述核磁共振信号的频率共振。
所述横档导体521具有能够调整该横档导体521的长度的形状，调整所述横档导体521的长度，使所述环电路以所述高频信号或所述核磁共振信号的频率共振。所述横档导体521也可以具有螺旋形状。
另外，可以将所述横档导体521和所述电场导体522电连接。此外，可以使相邻的所述天线部520的电场导体522的间隔比该相邻的天线部520的横档导体521的间隔窄。此外，可以决定所述电场导体522的面积，使其产生所述电场。
即，在本实施方式中，作为RF线圈103使用的天线装置500，在收发电磁波的天线的结构要素即横档导体521的两端具备具有预定面积的电场导体522。由于具备该电场导体522，本实施方式的天线装置500能够降低相邻的信道间的耦合电流，此外，抑制在检测体112的表面产生的屏蔽电流，从而可以使RF磁场良好地浸透到检测体内部。
通过将该天线装置500作为RF线圈103使用，在本实施方式的MRI装置100中，能够提高RF线圈103在检测体深处的灵敏度。此外，通过将该天线装置500作为RF线圈103使用，在本实施方式的MRI装置中，不会因磁场耦合而引起性能的降低，能够通过多信道化控制使RF磁场的空间分布均匀化。
尤其根据本实施方式的天线装置500，在横档导体521的短轴方向，由于电场导体522的宽w2大于横档导体521的宽w1，且相邻的信道间的电场导体522彼此接近，因此能够更有效地产生抑制磁场耦合的电场耦合。
此外，根据本实施方式的天线装置500，由于使电场导体222的面积S2为能够产生抑制屏蔽电流的电场的大小，因此能够有效地抑制屏蔽电流，使RF磁场能够深入浸透到检测体112内部。
此外，根据本实施方式的天线装置500，在一个信道上设置一个连接端子，通过经由该连接端子提供的电压，来实现作为天线的功能和电场导体522对屏蔽电流的抑制。
另外，根据本实施方式，能够增长横档导体521的长度。由此，能够降低 频率调整电容器的电容量，能够通过简易的结构得到上述效果。另外，不仅可以增长横档导体521的长度，还能调整成希望的长度。由此，不需要频率调整电容器，能够以更简易的结构实现具有相同效果的天线装置。
因此，根据本实施方式的天线装置500，能够以简易的结构配置多个信道，且能够构成RF磁场良好地浸透到人体内部的RF线圈103。即，根据本实施方式，能够以简易的结构实现高性能的天线装置。
尤其，本实施方式的天线装置500在想要提高赋予电场导体522的电压的情况、不想设置连接片状导体510和横档导体521的频率调整电容器的情况下有效。
另外，延长横档导体521的有效长度的方法并不局限于设置折回部541。例如，可以如图14所示，加工构成横档导体521的导体。
图14是本实施方式的天线装置500的变形例的天线装置600的外观图。本变形例的天线装置600也具备片状导体610和天线部620。在图14中示例了在圆筒状的片状导体610内部配置三个天线部620，构成三个信道的天线装置的情况。
图15是抽出了天线部620的图。天线部620具备一对电场导体622、将其之间连接的一条以上的横档导体621、频率调整电容器623以及连接端子624。连接端子624上连接与MRI装置100的本体连接的同轴电缆630。各部具有与其他实施方式同名结构相同的功能。配置和构造也基本相同。
本变形例的横档导体621，如图15所示，由平板形状或带状的导体构成。带状的导体具备从左右作出的切口641。由于具备从左右开始的切口641，横档导体621的有效长度变长，并且在横档导体621上电流蜿蜒流动。
本变形例的横档导体621，通过该切口641，具有曲折形状。通过使横档导体621为曲折形状，横档导体621的电感变大，能够降低将该横档导体621作为结构要素的天线装置600的共振频率。
如上所述，本变形例在想要增大横档导体621的电感的情况下有效。
另外，本变形例的天线装置600，如图14所示，作为支撑横档导体621和与其两端部连接的电场导体622的框体部分，具备薄圆筒结构651。该薄圆筒结构651由FRP等材质制作。此外，该薄圆筒结构651与在片状导体610 上配置的支撑部件652连接，并被支撑。
支撑部件652由FRP等材质制作，具有壁或梁这样的结构。避开横档导体621、电场导体622等导体部分配置该支撑部件652。避开导体部分进行配置，是为了避开基于高电压的沿面放电。
另外，在发送以及接收中的至少一方中使用的同轴电缆630配置在薄圆筒结构651和片状导体610之间。此外，支撑横档导体621和连接在其两端部的电场导体622的薄的结构651以及支撑部件652，在其他的实施方式中也可以作为导体支撑结构来应用。
如以上说明的那样，本实施方式的横档导体的形状不仅是直线形状也可以是螺旋形状、曲折形状等，如果与片状导体510和频率调整电容器一同构成环电路作为天线发挥功能，可以采用各种形状。
此外，在本实施方式中，与第一实施方式相同地，可以进行各种变形。例如，为了调整共振频率，也可以采用与第一实施方式相同的方法，改变基于电场导体522和片状导体510的电容器的电容量。此外，不必考虑连接端子相对于横档导体521的位置。此外，可以实现收发中的任一方。此时，与第一实施方式相同地，在横档导体521和一方的电场导体522之间设置间隙，在这之间通过二极管连接，从而实现失谐。此外，为了降低耦合，也可以在相邻的两个电场导体522之间连接具有数pF的容量的电容器。另外，对于一对电场导体522可以具备多个横档导体321。
此外，在本实施方式中，以具备四个天线部520或620的四信道的天线为例说明了天线装置500或600，但天线部(信道)的数量不局限于此。
此外，在上述的各实施方式中，以天线装置具备多个信道的情况为例子进行了说明，但也可以是由片状导体和天线部构成的一个信道的天线装置。当为一个信道的天线装置时，不必考虑相邻的信道间的耦合，但根据上述的各实施方式的天线装置，通过具备电场导体，能够获得磁场向检测体的浸透度高的天线装置。例如，即使在高磁场的MRI装置中，在RF磁场的空间分布中难以产生不均匀等情况下，无需使用多个信道的天线装置调整RF磁场的空间分布的不均匀。此时，使用上述的各实施方式的一个信道的天线装置，在RF磁场的空间分布均匀的环境下，能够实现RF磁场良好地浸透到检测体内部的RF 线圈。
此外，上述的各实施方式的天线装置不仅可以应用于MRI装置的RF线圈，还可以用于使用具有从数MHz到数GHz频率的电磁波的任何设备。
符号说明
100MRI装置、101磁体、102倾斜磁场线圈、103RF线圈、104收发器、105数据处理部、106收发电缆、107、倾斜磁场控制电缆、108显示装置、109倾斜磁场电源、111床、112检测体、113体模、200天线装置、210片状导体、220天线部、221横档导体、222电场导体、223频率调整电容器、224连接端子、230同轴电缆、241缝隙、300天线装置、310片状导体、320天线部、321横档导体、322电场导体、323频率调整电容器、324连接端子、324a连接端子、324b连接端子、324c连接端子、330a同轴电缆、330b同轴电缆、330c同轴电缆、400天线装置、410片状导体、411假想椭圆筒、420天线部、421横档导体、422电场导体、430同轴电缆、441缝隙、442桥接导体、500天线装置、510片状导体、520天线部、521横档导体、522电场导体、541折回部、542逆向前进的部分、600天线装置、610片状导体、620天线部、621横档导体、622电场导体、623频率调整电容器、624连接端子、630同轴电缆、641切口、651薄的圆筒结构、652支撑部件、701电流、702磁力线、703涡电流、711电压、712电场、713电流、721电流、722磁场、723电流、724电荷、725电荷、726电流、801电压、802电压

Claims (18)

1.一种磁共振成像装置，其具备：形成静磁场的磁体；进行向所述静磁场发送高频信号以及接收从放置在所述静磁场内的检测体产生的核磁共振信号中的至少一方的RF线圈，所述磁共振成像装置的特征在于，
所述RF线圈具备片状导体和天线部；
所述天线部具备：
从所述片状导体离开预定的距离而配置的横档导体；以及
从所述片状导体离开预定的距离在所述横档导体的两端部配置的两个电场导体，
所述横档导体和所述片状导体构成以该RF线圈发送的所述高频信号或接收的所述核磁共振信号的频率进行共振的环电路。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述RF线圈是具备多个所述天线部的多信道天线。
3.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
在所述横档导体的短轴方向，所述电场导体的宽度比所述横档导体的宽度宽。
4.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，
相邻的所述天线部的电场导体的间隔，比该相邻的天线部的横档导体的间隔窄。
5.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
还具备将所述横档导体的两端部与该横档导体的大体正下方的片状导体连接的两个频率调整电容器。
6.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述横档导体具有能够调整该横档导体的长度的形状。
7.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述天线部具备多个所述横档导体。
8.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
具备多个所述天线部，
所述各天线部分别具备将所述RF线圈连接到该磁共振成像装置的连接端子，
所述连接端子与所述横档导体以及片状导体连接，
所述片状导体为筒状。
9.根据权利要求8所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述片状导体为椭圆筒状。
10.根据权利要求9所述的磁共振成像装置，其特征在于，
将所述天线部配置在与所述片状导体的距离随着向所述椭圆筒状的截面的长轴半径方向行进而变短的假想曲面上。
11.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
将所述横档导体和所述电场导体电连接。
12.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述横档导体和所述电场导体非电连接。
13.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
还具备倾斜磁场施加单元，其施加倾斜磁场，
该倾斜磁场对所述核磁共振信号赋予位置信息，
所述电场导体具备间隙和间隙连接电容器。
14.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，
具备将相邻的天线部的横档导体的一侧的端部之间连接的桥接导体，
所述桥接导体的两端与相邻的天线部的横档导体的端部通过耦合降低电容器进行连接。
15.根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述横档导体具有螺旋形状。
16.根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述横档导体具备平板状且左右交互地做成的切口。
17.一种磁共振成像装置，其具备：形成静磁场的磁体；进行向所述静磁场发送高频信号以及接收从放置在所述静磁场内的检测体产生的核磁共振信号中的至少一方的RF线圈，所述磁共振成像装置的特征在于，
所述RF线圈具备片状导体和天线部；
所述天线部具备：
从所述片状导体离开预定的距离而配置的横档导体；
从所述片状导体离开预定的距离，在所述横档导体的两端部配置的两个电场导体；以及
将所述横档导体与所述电场导体的一方连接的二极管，
所述横档导体和所述片状导体构成以该RF线圈发送的所述高频信号或接收的所述核磁共振信号的频率进行共振的环电路。
18.一种天线装置，其特征在于，
具备片状导体和天线部；
所述天线部具备：
从所述片状导体离开预定的距离而配置的横档导体；以及
从所述片状导体离开预定的距离，在所述横档导体的两端部配置的两个电场导体，
所述横档导体和所述片状导体构成以预定的频率进行共振的环电路。
CN201290000910.4U 2011-11-01 2012-10-17 磁共振成像装置以及天线装置 Expired - Fee Related CN204394509U (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2011240384 2011-11-01
JP2011-240384 2011-11-01
PCT/JP2012/076759 WO2013065480A1 (ja) 2011-11-01 2012-10-17 磁気共鳴イメージング装置およびアンテナ装置

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN204394509U true CN204394509U (zh) 2015-06-17

Family

ID=48191837

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201290000910.4U Expired - Fee Related CN204394509U (zh) 2011-11-01 2012-10-17 磁共振成像装置以及天线装置

Country Status (5)

Country Link
US (1) US9684044B2 (zh)
JP (1) JP6087834B2 (zh)
CN (1) CN204394509U (zh)
DE (1) DE212012000186U1 (zh)
WO (1) WO2013065480A1 (zh)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN106405458A (zh) * 2016-08-30 2017-02-15 凯思轩达医疗科技无锡有限公司 一种用于核磁共振的扫描线圈
CN109490804A (zh) * 2017-09-12 2019-03-19 胜美达集团株式会社 高频磁场产生装置
CN109597009A (zh) * 2018-11-09 2019-04-09 厦门大学 一种用于低温固相电化学-核磁共振的低电场鞍型射频线圈
CN111685727A (zh) * 2019-03-12 2020-09-22 佳能医疗系统株式会社 生物体信息监测装置以及磁共振成像装置

Families Citing this family (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2010101671A1 (en) 2009-01-16 2010-09-10 New York University Automated real-time particle characterization and three-dimensional velocimetry with holographic video microscopy
FR3002699B1 (fr) * 2013-02-27 2016-07-01 Commissariat Energie Atomique Antenne haute frequence a voies multiples, notamment pour appareil d'imagerie par resonance magnetique nucleaire.
US9404983B2 (en) * 2013-03-12 2016-08-02 Viewray, Incorporated Radio frequency transmit coil for magnetic resonance imaging system
CN105208930B (zh) * 2013-07-22 2018-04-27 株式会社日立制作所 高频线圈及磁共振成像装置
JP6511397B2 (ja) * 2013-10-17 2019-05-15 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置、アンテナ装置およびその製造方法
US10670682B2 (en) * 2013-11-15 2020-06-02 New York University Parallel transmission by spin dynamic fingerprinting
US11085864B2 (en) 2014-11-12 2021-08-10 New York University Colloidal fingerprints for soft materials using total holographic characterization
US10048333B2 (en) * 2015-06-02 2018-08-14 Quality Electrodynamis, LLC Magnetic resonance imaging (MRI) coil with constant capacitance coupling
WO2017048960A1 (en) 2015-09-18 2017-03-23 New York University Holographic detection and characterization of large impurity particles in precision slurries
WO2017139279A2 (en) 2016-02-08 2017-08-17 New York University Holographic characterization of protein aggregates
JP6590736B2 (ja) * 2016-03-04 2019-10-16 株式会社日立製作所 高周波コイル及びそれを用いた磁気共鳴撮像装置
JP6059837B1 (ja) * 2016-03-22 2017-01-11 日本電信電話株式会社 アンテナ制御装置、アンテナ制御プログラムおよびアンテナ制御システム
US10670677B2 (en) 2016-04-22 2020-06-02 New York University Multi-slice acceleration for magnetic resonance fingerprinting
WO2018115223A1 (en) * 2016-12-22 2018-06-28 Koninklijke Philips N.V. Rf coil device and rf shield device for different mri modes
WO2018175530A1 (en) * 2017-03-22 2018-09-27 Vanderbilt University Self-decoupled rf coil array for mri
US10466320B2 (en) * 2017-08-17 2019-11-05 General Electric Company Multi-layered radio frequency coil
CN111973186B (zh) * 2019-05-22 2024-04-16 西门子(深圳)磁共振有限公司 磁共振信号传输线连接构造及具备其的磁共振成像设备
US11543338B2 (en) 2019-10-25 2023-01-03 New York University Holographic characterization of irregular particles
US11948302B2 (en) 2020-03-09 2024-04-02 New York University Automated holographic video microscopy assay
US11592504B2 (en) * 2020-03-26 2023-02-28 Quality Electrodynamics, Llc MRI coil with a RF shield for radiation or x-ray applications

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4751464A (en) 1987-05-04 1988-06-14 Advanced Nmr Systems, Inc. Cavity resonator with improved magnetic field uniformity for high frequency operation and reduced dielectric heating in NMR imaging devices
US5557247A (en) 1993-08-06 1996-09-17 Uab Research Foundation Radio frequency volume coils for imaging and spectroscopy
DE4414372C2 (de) * 1994-04-25 1997-08-21 Siemens Ag Hochfrequenzantenne für ein Magnetresonanzgerät
US5990681A (en) * 1997-10-15 1999-11-23 Picker International, Inc. Low-cost, snap-in whole-body RF coil with mechanically switchable resonant frequencies
US6255816B1 (en) * 1998-10-20 2001-07-03 The Ohio State University Electromagnetic resonator devices and systems incorporating same, resonance and imaging methods
WO2002031522A1 (en) 2000-10-09 2002-04-18 Regents Of The University Of Minnesota Method and apparatus for magnetic resonance imaging and spectroscopy using microstrip transmission line coils
DE10124465A1 (de) * 2001-05-19 2002-11-21 Philips Corp Intellectual Pty Sende- und Empfangsspule für MR-Gerät
US7688070B2 (en) 2003-11-18 2010-03-30 General Electric Company Elevated endring birdcage antenna for MRI applications
JP5179019B2 (ja) 2006-04-04 2013-04-10 株式会社日立製作所 コイル装置およびそれを用いた核磁気共鳴撮像装置
DE102006040574B4 (de) * 2006-08-30 2017-02-23 Siemens Healthcare Gmbh Trennwand zur Abgrenzung von einer Antennenstruktur eines Magnetresonanztomographen
JP4950689B2 (ja) * 2007-02-09 2012-06-13 株式会社フジクラ アンテナおよびこのアンテナを搭載した無線通信装置
US7936170B2 (en) * 2008-08-08 2011-05-03 General Electric Co. RF coil and apparatus to reduce acoustic noise in an MRI system
JP5384171B2 (ja) * 2009-04-02 2014-01-08 株式会社日立メディコ アンテナ装置及び磁気共鳴検査装置
GB0905768D0 (en) * 2009-04-03 2009-05-20 Siemens Ag Antenna feed
US9274189B2 (en) 2009-11-30 2016-03-01 Hitachi Medical Corporation High-frequency coil unit and magnetic resonance imaging device
US9182463B2 (en) * 2010-02-26 2015-11-10 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance examination apparatus and antenna device
US20130069652A1 (en) * 2010-03-31 2013-03-21 Yosuke Otake Rf coil and magnetic resonance imaging device

Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN106405458A (zh) * 2016-08-30 2017-02-15 凯思轩达医疗科技无锡有限公司 一种用于核磁共振的扫描线圈
CN106405458B (zh) * 2016-08-30 2020-01-14 凯思轩达医疗科技无锡有限公司 一种用于核磁共振的扫描线圈
CN109490804A (zh) * 2017-09-12 2019-03-19 胜美达集团株式会社 高频磁场产生装置
CN109490804B (zh) * 2017-09-12 2022-05-31 胜美达集团株式会社 高频磁场产生装置
CN109597009A (zh) * 2018-11-09 2019-04-09 厦门大学 一种用于低温固相电化学-核磁共振的低电场鞍型射频线圈
CN109597009B (zh) * 2018-11-09 2020-05-12 厦门大学 一种用于低温固相电化学-核磁共振的低电场鞍型射频线圈
CN111685727A (zh) * 2019-03-12 2020-09-22 佳能医疗系统株式会社 生物体信息监测装置以及磁共振成像装置
CN111685727B (zh) * 2019-03-12 2024-05-14 佳能医疗系统株式会社 生物体信息监测装置以及磁共振成像装置

Also Published As

Publication number Publication date
WO2013065480A1 (ja) 2013-05-10
JPWO2013065480A1 (ja) 2015-04-02
US9684044B2 (en) 2017-06-20
US20140253126A1 (en) 2014-09-11
JP6087834B2 (ja) 2017-03-01
DE212012000186U1 (de) 2014-05-28

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN204394509U (zh) 磁共振成像装置以及天线装置
CN103809138B (zh) 用于磁共振成像的相控阵列rf线圈
Tan et al. Wireless underground sensor networks: MI-based communication systems for underground applications
US9182463B2 (en) Magnetic resonance examination apparatus and antenna device
US7414402B2 (en) Coil apparatus and nuclear magnetic resonance apparatus using the same
CN101856229B (zh) 磁共振成像系统中的射频线圈装置
WO2012046812A1 (ja) アンテナ装置及び磁気共鳴イメージング装置
US8648597B2 (en) Antenna system and magnetic resonance imaging apparatus
JP6222849B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置およびアンテナ装置
JP5355584B2 (ja) アンテナ装置及び磁気共鳴検査装置
CN104769451A (zh) 用于磁共振成像的z分段的射频天线
CN205586003U (zh) 磁共振成像装置、天线装置
Silva et al. Operating frequency selection for low-power magnetic induction-based wireless underground sensor networks
RU160164U1 (ru) Корабельная передающая антенная система - 2
CN106168589B (zh) 一种生物医药用高分辨率核磁共振分析仪
US10365336B2 (en) Continuously digitally adjustable phase actuator

Legal Events

Date Code Title Description
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
TR01 Transfer of patent right
TR01 Transfer of patent right

Effective date of registration: 20170306

Address after: Tokyo, Japan, Japan

Patentee after: Hitachi Ltd.

Address before: Tokyo, Japan, Japan

Patentee before: Hitachi Medical Corporation

CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20150617

Termination date: 20171017