JP2003299632A - 磁気共鳴装置用の高周波アンテナ - Google Patents
磁気共鳴装置用の高周波アンテナInfo
- Publication number
- JP2003299632A JP2003299632A JP2003079851A JP2003079851A JP2003299632A JP 2003299632 A JP2003299632 A JP 2003299632A JP 2003079851 A JP2003079851 A JP 2003079851A JP 2003079851 A JP2003079851 A JP 2003079851A JP 2003299632 A JP2003299632 A JP 2003299632A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- conductor
- antenna
- conductors
- high frequency
- phase
- 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
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
- G01R33/34046—Volume type coils, e.g. bird-cage coils; Quadrature bird-cage coils; Circularly polarised coils
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
- Variable-Direction Aerials And Aerial Arrays (AREA)
Abstract
かあるいは互いに異なっているか否かに無関係に、常に
予め決定されたモードのみが励起される結合要素を提供
する。 【解決手段】 結合要素(13)は、送信時に高周波の
電磁エネルギーをエンドリング(11)およびアンテナ
ロッド(10)に入射させ、受信時にそれらから出射さ
せる。結合要素(13)は、アンテナ軸線(12)をア
ンテナロッド(10)の領域で接線方向に取り囲む導体
システム(13)として形成されている。送信時にこの
導体システム(13)へ給電モジュール(14)から高
周波電流が入力され、受信時にこの導体システム(1
3)から高周波電流が出力され、この導体システム(1
3)がエンドリング(11)およびアンテナロッド(1
0)に誘導結合されている。
Description
グおよび複数のアンテナロッドを備え、2つのエンドリ
ングがアンテナ軸線(12)に対して同心的にかつ軸線
方向に互いに向かい合ってずらされて配置され、アンテ
ナロッドがアンテナ軸線の周りに配置されエンドリング
を互いに結合し、結合要素により、送信時に高周波の電
磁エネルギーがエンドリングおよびアンテナロッドに入
射し、受信時にそれらから出射する磁気共鳴装置用の高
周波アンテナに関する。
器として一般的に公知である。この種の高周波アンテナ
では通常、アンテナロッドはアンテナ軸線に対して平行
に配置されている。
周波数を有することができるような多数の振動モードを
有する。磁気共鳴装置へ適用する際には通常、個々の振
動モードが同一の共鳴周波数に同調されているのが有利
である。これは、ある専門家会議論文に記載されている
ような適正な同調手段により達成される(例えば非特許
文献1参照)。
数)へのこのような同調に基づいて、周波数に依存する
インピーダンスによってもはやモード分離が、送信時に
も受信時にも不可能となる。
r, Jaro StimmaおよびPeter Ro
eschmann著 「The Bandpass B
irdcage Resonator Modifie
d as a CoilArray for Simu
ltaneous MR Acquisition(同
時MR捕捉用コイルアレイとして変形された帯域通過鳥
かご形共鳴器)」、ISMRM 1997年発行、p1
76
の振動モードの共鳴周波数が同一であるかあるいは互い
に異なっているか否かに無関係に、常に予め決定された
モードのみが励起される結合要素を提供することにあ
る。
が、アンテナ軸線をアンテナロッドの領域で接線方向に
取り囲む導体システムとして形成され、送信時にこの導
体システムへ給電モジュールから高周波電流が入力さ
れ、受信時にこの導体システムから高周波電流が出力さ
れ、この導体システムがエンドリングおよびアンテナロ
ッドに専ら誘導結合されていることにより解決される。
されるかないしは複数のどのモードが励起されるかは、
結合要素の幾何学的構成により決定される。
ムがアンテナ軸線の周りを周回する単一の導体を有し、
この導体がエンドリングの1つから、接線角により変化
する距離を有することにある。この場合、結合要素は比
較的大きな磁界をアンテナ軸線に対して平行に発生させ
る。従って、2つ以上の導体を有する導体システムが望
ましい。
えば、導体システムが2つの導体を備えた基本導体群を
有し、2つの導体がアンテナ軸線の周りを周回し、交差
接線角で交差し、その間に導体が偶数のウインドウを形
成するような相互距離を有し、送信時には位相が180
°電気的にずれた電流が導体に入力されないしは受信時
には位相が180°電気的にずれた電流が導体から出力
されることによって達成される。
る。どのモードが励起されるかは導体の具体的な構成に
依存する。
れた1つのモードないしは複数のモードは直線偏波を有
する。しかし、磁気共鳴装置への適用には、円偏波を有
するモードが望ましい。これを達成するために、導体シ
ステムが補助導体群を有し、補助導体群が基本導体群と
同様に形成され、そのウインドウが基本導体群のウイン
ドウに対して交互に設置され、送信時に位相が180°
電気的にずれた電流が補助導体群の導体に入力されない
しは受信時に位相が180°電気的にずれた電流がそれ
らから出力され、補助導体群の導体に流れる電流の位相
が、基本導体群の導体に流れる電流の位相に対して90
°電気的にずれている。
るために4つの導体が必要である。しかし、導体システ
ムが複数の導体を有し、これらの導体がずれ角で周期的
にアンテナ軸線の周りを周回し、導体がエンドリングの
1つから、接線角により変化する距離を有し、ずれ角と
導体の数および導体の周期の数との積が360°とな
り、送信時には位相が位相角だけ電気的にずれた電流が
導体に入力されないしは受信時には位相が位相角だけ電
気的にずれた電流が導体から出力され、位相角と導体の
数との積が電気的に360°となる場合、導体の数を3
つに減らすこともできる。
端部で互いに短絡される場合、導体システムは構造上特
に簡単に形成される。
軸線をエンドリング間の中央で垂直に切断している中央
面に対して対称的に配置されている場合、より小さい容
量結合が生じる。
デンサが配置されている場合、導体システムは、励起周
波数が高くかつ導体が比較的長くても、適用可能であ
る。
いしは複数の導体間の相互距離ないしは複数の導体から
エンドリングまでの距離がほぼ正弦状に接線角に依存し
ている場合、主として1つのモードのみが励起される。
複数の導体間の相互距離ないしは複数の導体からエンド
リングまでの距離が最大値および最小値をとり、最小値
と最大値との差がエンドリング間のずれの少なくとも3
0%、望ましくは50〜90%である場合、特に高い励
起効率が生じる。
下の実施例の記述に基づいて図面と関連させて説明す
る。図面は原理図である。
ス1を有する。患者寝台板2を用いて、人間つまり患者
3(一般的には検査対象物)は検査スペース1内へ挿入
可能である。検査スペース1はほぼ円筒状に形成されて
いる。
ステムによって取り囲まれている。これは先ず基本磁石
4である。この基本磁石4は均質な基本磁界を発生させ
るために働く。さらに、勾配磁石システム5が存在す
る。この勾配磁石システム5により、有意と評価できる
磁気共鳴信号を発生させるために必要な勾配磁界が発生
させられる。次に、磁石システムは全身コイル6も有す
る。この全身コイル6は高周波アンテナ6として形成さ
れている。全身コイル6は送信アンテナとして動作する
際には、検査対象物3において磁気共鳴信号を励起する
ために働く。全身コイル6は受信アンテナとして動作す
る際には予め励起された検査対象物3の磁気共鳴信号を
受信するために働く。
なくとも1つの局部コイル7が取付け可能である。この
局部コイル7は同様に高周波アンテナとして形成されて
いる。局部コイル7は通常、全身コイル6により予め励
起された磁気共鳴信号を局部的に受信するために働く。
しかし、局部コイル7は個々のケースでは全身コイル6
と同様に送信アンテナとして動作することもできる。局
部コイル7の構造は、かなり小さな寸法であることを除
いて、全身コイル6の構造と同様にすることができる。
この種の局部コイルの例としては頭部コイルおよび膝コ
イルが挙げられる。
イル6,7は最終的に遮蔽磁石8によっても取り囲まれ
ている。勾配磁石システム5およびコイル6,7は制御
・評価ユニット9と接続している。この制御・評価ユニ
ット9は公知のように勾配磁石システム5およびコイル
6,7を適正に制御して、磁気共鳴信号を励起し、受信
しかつ評価する。
6,7は、全身コイル6の形であれ局部コイル7の形で
あれ、複数のアンテナロッド10ならびに2つのエンド
リング11を有する。さらに、アンテナロッド10及び
/又はエンドリング11には、高周波アンテナ6,7を
特定の作動周波数に同調させているコンデンサCが配置
されている。図2によれば、このコンデンサCはエンド
リング11だけでなく、アンテナロッド10にも配置さ
れている。というのは、それによって同じ共鳴周波数へ
の高周波アンテナのモードの同調が達成されるからであ
る。しかし、本発明ではこのことはたいして重要ではな
い。従って、コンデンサCはエンドリング11にのみも
しくはアンテナロッド10にのみ配置することもでき
る。
対して平行に延びている。アンテナロッド10はアンテ
ナ軸線の周りに均等に配分されて配置され、その上部な
いしは下部のロッド端部で各エンドリング11に結合さ
れている。従って、エンドリング11はアンテナ軸線1
2に対して同心的に配置され、軸線方向に対して互いに
向かい合ってずらされている。
付設されている。この結合要素13は給電モジュール1
4と接続されている。結合要素13を介して、送信時に
は給電モジュール14から高周波電流を結合要素13に
入力し、それにより高周波の電磁エネルギーをエンドリ
ング11およびアンテナロッド10に入射させることが
可能である。逆に、受信時には結合要素13を介して高
周波の電磁エネルギーをエンドリング11およびアンテ
ナロッド10から出射させ、高周波電流として給電モジ
ュール14に供給することができる。
ナロッド10の領域で接線方向に取り囲んでいる。より
正確に言えば、結合要素13はアンテナロッド10の内
側もしくは外側で半径方向へアンテナ軸線12の周りを
接線方向に周回(一巡)する導体システムとして形成さ
れている。この導体システムはエンドリング11および
アンテナロッド10から直流電気的に分離されている。
寧ろ、この導体システムはエンドリング11およびアン
テナロッド10に専ら誘導結合されている。
成例について図4〜6と関連させて説明する。
15を有する。導体15はアンテナ軸線12の周りを周
回している。エンドリング11の1つから導体15まで
の距離aは接線角αにより変化する。
図4によれば、最大値Mと最大値mとの差はエンドリン
グ11相互のずれVの70%である。すなわち、この差
はエンドリング11のずれVの特に50〜90%であ
る。しかし、場合によってはこの差はこれよりも小さく
することもできる。しかし、ずれVの30%を下回らな
い方がよい。
状に接線角に依存すること、および導体15が、アンテ
ナ軸線12を2つのエンドリング11間の中央で垂直に
切断している中央面16に対して対称的に配置されてい
ることが見てとれる。
ら出力された電流の周波数および導体15の全長に応じ
て、導体15に短絡コンデンサC´を配置して、導体1
5の各部位でほぼ一定の電流負荷を達成することが必要
となることがある。短絡コンデンサC´の寸法および間
隔は公知である。
体群が設けられている。この基本導体群は、アンテナ軸
線12の周りを周回する2つの導体17を有する。導体
17は交差接線角αで交差する。図5では、交差接線角
αは交差点により示されている。しかし、導体17は交
差点で電気的に互いに接続されていない。導体17は交
差点間で相互距離bを有する。この結果、導体17は偶
数のウインドウ18を形成している。
的に互いにずれた電流が供給される。これは図5で導体
17における逆向きの2つの矢印により示されている。
受信時に導体17から出力された電流の位相は180°
互いにずれている。
をアンテナ軸線12の周りを周回する周回端部で互いに
短絡させることができる。図5の左側においてこれは2
つの導体17を直接接続することにより示されている。
びている。従って、導体17の相互距離bは同様に接線
角αに正弦状に依存している。また、導体17は中央面
16に対して対称的に配置されている。
る。最小値は(普通に考えて導体17が交差するので)
0である。最大値Mはエンドリング11のずれVの30
%を下回らない方がよい。特に、最大値はここでもずれ
Vの50〜90%、例えば70%である。
絡コンデンサが、導体17の長さおよび電流の周波数に
基づいて必要である場合、配置されていてもよい。しか
し、図5では短絡コンデンサは見やすくするために図示
されていない。
線12に対して平行に向いている磁界成分の相互補償が
可能である。しかし、高周波アンテナ6,7の励起モー
ドは直線偏波であるが、磁気共鳴装置へ適用する場合は
円偏波の磁界が望ましい。
導体システム13は補助導体群を有する。この補助導体
群も基本導体群と同様に形成されている。つまり、補助
導体群は特に、導体17へ同様に案内される2つの導体
19を有する。しかし、この導体19はそれらによって
形成されるウインドウ20が基本導体群のウインドウに
対して交互に設置されるように案内される。
19から出力される、導体19を流れる電流は位相が互
いに向かい合って180°電気的にずれている。図5で
はこれは導体19の逆向きの矢印により示されている。
しかし、導体19を流れる電流の位相は導体17を流れ
る電流の位相に対して90°電気的にずれている。図5
では、これは導体19の矢印が上向きおよび下向きを示
し、一方、導体17の矢印は左向きおよび右向きを示す
ことにより表わされている。また、導体19は導体17
と同様にアンテナ軸線12の周りを周回する周回端部で
互いに短絡されている。この場合、導体17および19
の供給が種々の接線角αで行われるという事情に基づい
て、場合によっては互いに種々の接続を用いることがで
きる。また、アンテナ軸線12の周りを周回する周回端
部が同じ接線角αである場合、4つのすべての導体1
7,19を互いに短絡させることも可能である。
の導体群は、ずれ角βで周期的にアンテナ軸線12の周
りを周回する複数の導体17、19ともみなされる。ず
れ角βは、ずれ角βと導体17,19の数(この場合4
個)および導体17,19の周期の数(この場合2回)
との積が360°となることにより決定されている。従
って、図5によるずれ角βは45°である。導体17,
19に入力されるないしは導体17,19から出力され
る電流は位相がそれぞれ90°電気的に互いにずれてい
る。
の磁界は、アンテナ軸線12に対して平行な磁界成分を
ほとんど有しておらず、円偏波を有している。しかし、
この磁界は合計4つの導体17,19が必要である。
が発生させられる。しかし、この実施例は3つの導体2
1のみを必要とするにすぎない。図6による導体システ
ムは図5の導体システムとほぼ同じである。差異は主と
して図6ではずれ角βが60°であり(60°×周期数
2×導体数3=360°)、導体21に入力されるない
しは導体21から出力される電流の位相が120°(3
60°÷導体数3)電気的に互いにずれていることにあ
る。図6による導体システムのその他の構成は図5によ
る導体システムと同じである。図6では、電気的な位相
ずれは、図6における個々の電流相が導体21のフェー
ザ図に共に記入されることにより示されている。導体2
1もアンテナ軸線12の周りを周回する周回端部で互い
に短絡されている。
明による結合要素13により、給電モジュール14とエ
ンドリング11およびアンテナロッド10との良好かつ
有効でしかもモード規定された接続が可能である。導体
システム13を相応に形成すると、純粋モード的な入射
ないしは出射を達成することも可能である。この場合、
結合要素13とアンテナロッド10との相互作用だけで
なく、結合要素13とエンドリング11との相互作用に
基づいて、単一のモードとの結合のためには、導体1
5,17,19,21の正弦偏位をその最大値範囲内で
ごくわずか減少させることが必要である。
け、それらにより励起される磁界の周期数及び/又は回
転方向が異なるようにすることも可能である。この場
合、相応の入射ないしは出射により1つのどのモードが
入射ないしは出射されるか、あるいは複数のどのモード
が入射ないしは出射されるかを的確に選定することもで
きる。
見た図。
展開図。
展開図。
展開図。
Claims (12)
- 【請求項1】 2つのエンドリング(11)および複数
のアンテナロッド(10)を備え、エンドリング(1
1)がアンテナ軸線(12)に対して同心的にかつ軸線
方向に互いに向かい合ってずらされて配置され、アンテ
ナロッド(10)がアンテナ軸線(12)の周りに配置
されエンドリング(11)を互いに結合し、結合要素
(13)により、送信時に高周波の電磁エネルギーがエ
ンドリング(11)およびアンテナロッド(10)に入
射し、受信時にそれらから出射する磁気共鳴装置用の高
周波アンテナにおいて、 結合要素(13)が、アンテナ軸線(12)をアンテナ
ロッド(10)の領域で接線方向に取り囲む導体システ
ム(13)として形成され、送信時にこの導体システム
(13)へ給電モジュール(14)から高周波電流が入
力され、受信時にこの導体システム(13)から高周波
電流が出力され、この導体システム(13)がエンドリ
ング(11)およびアンテナロッド(10)に誘導結合
されていることを特徴とする磁気共鳴装置用の高周波ア
ンテナ。 - 【請求項2】 アンテナロッド(10)がアンテナ軸線
(12)に対して平行に延びていることを特徴とする請
求項1記載の高周波アンテナ。 - 【請求項3】 導体システム(13)がアンテナ軸線
(12)の周りを周回する単一の導体(15)を有し、
この導体(15)がエンドリング(11)の1つから、
接線角(α)により変化する距離(a)を有することを
特徴とする請求項1又は2記載の高周波アンテナ。 - 【請求項4】 導体システム(13)が2つの導体(1
7)を備えた基本導体群を有し、2つの導体(17)が
アンテナ軸線(12)の周りを周回し、交差接線角
(α)で交差し、その間に導体(17)が偶数のウイン
ドウ(18)を形成するような相互距離(b)を有し、
送信時には位相が180°電気的にずれた電流が導体
(17)に入力されないしは受信時には位相が180°
電気的にずれた電流が導体(17)から出力されること
を特徴とする請求項1又は2記載の高周波アンテナ。 - 【請求項5】 導体システム(13)が補助導体群を有
し、補助導体群が基本導体群と同様に形成され、そのウ
インドウ(20)が基本導体群のウインドウに対して交
互に設置され、送信時には位相が180°電気的にずれ
た電流が補助導体群の導体(19)に入力されないしは
受信時には位相が180°電気的にずれた電流がそれら
から出力され、補助導体群の導体(19)に流れる電流
の位相が基本導体群の導体(17)に流れる電流の位相
に対して90°電気的にずれていることを特徴とする請
求項4記載の高周波アンテナ。 - 【請求項6】 導体システム(13)が複数の導体(2
1)を有し、これらの導体(21)がずれ角(β)で周
期的にアンテナ軸線(12)の周りを周回し、導体(2
1)がエンドリング(11)の1つから、接線角(α)
により変化する距離(a)を有し、ずれ角(β)と導体
(21)の数および導体(21)の周期の数との積が3
60°となり、送信時には位相が位相角だけ電気的にず
れた電流が導体(21)に入力されないしは受信時には
位相が位相角だけ電気的にずれた電流が導体(21)か
ら出力され、位相角と導体(21)の数との積が電気的
に360°となることを特徴とする請求項1又は2記載
の高周波アンテナ。 - 【請求項7】 導体(21)の数が少なくとも3個であ
ることを特徴とする請求項6記載の高周波アンテナ。 - 【請求項8】 導体(17,19,21)がアンテナ軸
線(12)の周りを周回する周回端部で互いに短絡され
ていることを特徴とする請求項4乃至7の1つに記載の
高周波アンテナ。 - 【請求項9】 1つの導体(15)ないしは複数の導体
(17,19,21)がアンテナ軸線(12)をエンド
リング(11)間の中央で垂直に切断している中央面
(16)に対して対称的に配置されていることを特徴と
する請求項3乃至8の1つに記載の高周波アンテナ。 - 【請求項10】 1つの導体(15)ないしは複数の導
体(17,19,21)に短絡コンデンサ(C´)が配
置されていることを特徴とする請求項3乃至9の1つに
記載の高周波アンテナ。 - 【請求項11】 1つの距離(a,b)ないしは複数の
距離(a)がほぼ正弦状に接線角(α)に依存すること
を特徴とする請求項3乃至10の1つに記載の高周波ア
ンテナ。 - 【請求項12】 1つの距離(a,b)ないしは複数の
距離(a)が最大値(M)および最小値(m)をとり、
最大値(M)と最小値(m)との差がエンドリング(1
1)のずれ(V)の少なくとも30%であることを特徴
とする請求項3乃至11の1つに記載の高周波アンテ
ナ。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE10213565A DE10213565B3 (de) | 2002-03-26 | 2002-03-26 | Hochfrequenzantenne für eine Magnetresonanzanlage |
DE10213565.7 | 2002-03-26 |
Publications (3)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2003299632A true JP2003299632A (ja) | 2003-10-21 |
JP2003299632A5 JP2003299632A5 (ja) | 2006-04-06 |
JP4347590B2 JP4347590B2 (ja) | 2009-10-21 |
Family
ID=28050878
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2003079851A Expired - Fee Related JP4347590B2 (ja) | 2002-03-26 | 2003-03-24 | 磁気共鳴装置用の高周波アンテナ |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US6842003B2 (ja) |
JP (1) | JP4347590B2 (ja) |
CN (1) | CN100386644C (ja) |
DE (1) | DE10213565B3 (ja) |
Families Citing this family (25)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE10211567C1 (de) * | 2002-03-15 | 2003-10-23 | Siemens Ag | Hochfrequenzantenne für eine Magnetresonanzanlage |
DE10213565B3 (de) * | 2002-03-26 | 2004-01-08 | Siemens Ag | Hochfrequenzantenne für eine Magnetresonanzanlage |
US7511497B2 (en) * | 2002-10-24 | 2009-03-31 | The University Of Houston System | Superconducting array of surface MRI probes |
DE10316557B4 (de) * | 2003-04-10 | 2007-12-27 | Siemens Ag | Antennenelement für Magnetresonanzanwendungen und Antennenanordnung mit mehreren derartigen Antennenelementen |
DE10345767B4 (de) * | 2003-10-01 | 2006-05-18 | Siemens Ag | Magnetresonanzgerät mit einer Höhlung und mit einem in der Höhlung angeordneten Gradientenspulensystem |
DE10345766B3 (de) * | 2003-10-01 | 2005-08-11 | Siemens Ag | Erzeuger zeitvariabler Magnetfelder eines Magnetresonanzgeräts und Magnetresonanzgerät mit dem Erzeuger |
DE10353343B3 (de) * | 2003-11-14 | 2005-08-25 | Siemens Ag | Magnetresonanzgerät mit einem auf einem Bezugspotential liegenden Hochfrequenzschirm |
WO2006076738A1 (en) * | 2005-01-14 | 2006-07-20 | Invivo Corporation | High-field mode-stable resonator for mri comprising additional resonant structure |
DE102005008048B4 (de) * | 2005-02-22 | 2009-08-27 | Siemens Ag | Antennenanordnung für eine Magnetresonanzanlage |
US20090295385A1 (en) * | 2005-05-11 | 2009-12-03 | Audrius Brazdeikis | Magneto Sensor System and Method of Use |
WO2006122203A1 (en) * | 2005-05-11 | 2006-11-16 | The University Of Houston System | An intraluminal magneto sensor system and method of use |
US8380279B2 (en) * | 2005-05-11 | 2013-02-19 | The University Of Houston System | Intraluminal multifunctional sensor system and method of use |
DE102006050069B4 (de) * | 2006-10-24 | 2011-07-07 | Siemens AG, 80333 | Birdcage-Resonator mit Koppelringen zusätzlich zu den Endringen |
DE102006055386B4 (de) * | 2006-11-22 | 2011-08-25 | Siemens AG, 80333 | Ganzkörperantenne für eine Magnetresonanzanlage und Magnetresonanzanlage mit einer solchen Ganzkörperantenne |
DE102006059137B3 (de) * | 2006-12-14 | 2008-07-31 | Siemens Ag | Arrayantenne für Magnetresonanzanwendungen |
DE102007054744B4 (de) * | 2007-11-16 | 2009-09-10 | Universitätsklinikum Freiburg | NMR-Tomographieverfahren auf Basis von NBSEM mit 2D-Ortskodierung durch zwei gegeneinander verdrehte Multipol-Gradientenfelder |
JP5225472B2 (ja) * | 2009-11-30 | 2013-07-03 | 株式会社日立メディコ | 高周波コイルユニット及び磁気共鳴撮像装置 |
US8598877B2 (en) * | 2009-12-14 | 2013-12-03 | General Electric Company | System and method for coil disabling in magnetic resonance imaging |
US9638771B2 (en) * | 2010-08-17 | 2017-05-02 | Hitachi, Ltd. | High-frequency coil and magnetic resonance imaging device employing same |
JP5685476B2 (ja) * | 2011-04-11 | 2015-03-18 | 株式会社日立製作所 | 磁気共鳴イメージング装置 |
DE102014201118A1 (de) * | 2014-01-22 | 2015-07-23 | Siemens Aktiengesellschaft | Duales Antennensystem zum Laden eines oder mehrerer Hörgeräte |
WO2016157063A1 (en) * | 2015-03-27 | 2016-10-06 | Koninklijke Philips N.V. | Magnetic resonance volume coil with multiple independent transmit receive channels and method of operation thereof |
DE102016225793B3 (de) | 2016-12-21 | 2018-02-08 | Siemens Healthcare Gmbh | Kalibrierung einer Magnetresonanzvorrichtung |
EP3382410A1 (en) * | 2017-03-30 | 2018-10-03 | Koninklijke Philips N.V. | Mri system with optimized rf transmit and receive capabilities |
US11399733B2 (en) | 2017-09-22 | 2022-08-02 | Advanced Imaging Research, Inc. | Advanced safe infant MRI system comprising MRI compatible infant warming mattress |
Family Cites Families (14)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE342745C (ja) * | ||||
US4638253A (en) * | 1984-10-29 | 1987-01-20 | General Electric Company | Mutual inductance NMR RF coil matching device |
DE3816831A1 (de) * | 1988-05-18 | 1989-11-30 | Philips Patentverwaltung | Kernspinuntersuchungsgeraet mit einer hochfrequenzspulenanordnung |
DE4024599C2 (de) * | 1989-08-16 | 1996-08-14 | Siemens Ag | Hochfrequenz-Antenne eines Kernspintomographen |
DE4035844A1 (de) * | 1990-11-10 | 1992-05-14 | Philips Patentverwaltung | Quadraturspulenanordnung |
US5585721A (en) * | 1991-06-24 | 1996-12-17 | Fonar Corporation | Inductively coupled dedicated RF coils for MRI |
DE4226814A1 (de) * | 1992-08-13 | 1994-02-17 | Philips Patentverwaltung | Spulenanordnung für MR-Untersuchungen der Mamma |
DE19515586A1 (de) * | 1995-04-27 | 1996-10-31 | Siemens Ag | Hochfrequenz-Antennensystem eines Gerätes zur magnetischen Kernresonanz |
DE19702256A1 (de) * | 1997-01-23 | 1998-07-30 | Philips Patentverwaltung | MR-Gerät mit einer MR-Spulenanordnung |
EP1230559A2 (en) * | 1999-05-21 | 2002-08-14 | The General Hospital Corporation | Rf coil for imaging system |
US6522143B1 (en) * | 1999-09-17 | 2003-02-18 | Koninklijke Philips Electronics, N. V. | Birdcage RF coil employing an end ring resonance mode for quadrature operation in magnetic resonance imaging |
US6316941B1 (en) * | 2000-02-24 | 2001-11-13 | Marconi Medical Systems, Inc. | Open view quadrature birdcage coil |
DE10211567C1 (de) * | 2002-03-15 | 2003-10-23 | Siemens Ag | Hochfrequenzantenne für eine Magnetresonanzanlage |
DE10213565B3 (de) * | 2002-03-26 | 2004-01-08 | Siemens Ag | Hochfrequenzantenne für eine Magnetresonanzanlage |
-
2002
- 2002-03-26 DE DE10213565A patent/DE10213565B3/de not_active Expired - Fee Related
-
2003
- 2003-03-21 US US10/394,925 patent/US6842003B2/en not_active Expired - Lifetime
- 2003-03-24 JP JP2003079851A patent/JP4347590B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 2003-03-24 CN CNB031076629A patent/CN100386644C/zh not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE10213565B3 (de) | 2004-01-08 |
US6842003B2 (en) | 2005-01-11 |
CN100386644C (zh) | 2008-05-07 |
CN1447126A (zh) | 2003-10-08 |
JP4347590B2 (ja) | 2009-10-21 |
US20030184298A1 (en) | 2003-10-02 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP4347590B2 (ja) | 磁気共鳴装置用の高周波アンテナ | |
JP4844310B2 (ja) | 高周波コイルおよび磁気共鳴撮像装置 | |
JP4004964B2 (ja) | Mr装置用の送信及び受信コイル | |
JP3205385B2 (ja) | 核磁気共鳴断層撮影装置 | |
US20150054506A1 (en) | Magnetic Resonance Coil, Device and System | |
KR880001528B1 (ko) | 핵자기 공명용 rf코일 | |
EP2914971B1 (en) | Z-segmented radio frequency antenna device for magnetic resonance imaging | |
EP2620783A1 (en) | Doubly resonant high field radio frequency surface coils for magnetic resonance | |
JPS60158341A (ja) | 無線周波コイル装置 | |
CN104067136A (zh) | 用于mr图像生成的多谐振t/r天线 | |
JPH0693010B2 (ja) | 軸方向の磁界均質性を改良したnmr無線周波コイル | |
US7239139B2 (en) | RF coil system for a magnetic resonance imaging apparatus | |
JPWO2008075614A1 (ja) | 核磁気共鳴計測装置およびコイルユニット | |
KR900002467B1 (ko) | Nmr용 라디오 주파수 장 코일 | |
JPH0531417B2 (ja) | ||
GB2287325A (en) | VHF/RF Antenna for magnetic resonance imaging | |
EP2351520B1 (en) | Antenna device and magnetic resonance imaging device | |
JP2006503287A (ja) | マジック角スピンプローブ用rfコイル | |
JP5963490B2 (ja) | 2重同調rf共振器 | |
US5281918A (en) | Sample head for NMR tomography | |
US7012431B2 (en) | Radio-frequency antenna for a magnetic resonance system | |
US20030222832A1 (en) | Radio-frequency antenna for a magnetic resonance system | |
JP6456865B2 (ja) | Nmr送信/受信コイルの構成 | |
US5969527A (en) | Rf coil assembly | |
JP6422662B2 (ja) | 断層撮影装置用の送信装置 |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20060214 |
|
A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20060214 |
|
TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20090616 |
|
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20090716 |
|
R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120724 Year of fee payment: 3 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130724 Year of fee payment: 4 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |