JP2004504906A - 高周波磁界ユニット - Google Patents
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Abstract
【選択図】図1A
Description
(関連出願の相互参照)
本出願は、米国仮出願シリアル番号第60/222,144号(2000年7月31日出願)からの35U.S.U.第119条(e)の優先権を主張する。本出願は、参考のため、本明細書中に援用される。
【0002】
(分野)
本発明は、画像および/または分光分析装置と共に用いるために適切である高周波磁界ユニットに関する。
【0003】
(背景)
ボリュームコイル等の高周波磁界ユニットは、例えば、磁気共鳴画像装置、核磁気共鳴画像装置、機能的磁気共鳴画像装置、電子スピン共鳴装置等の(しかしながら、これらに限定されない)画像および/または分光分析装置と共に用いられる。
【0004】
複数の円筒形状のボリュームコイルに関する問題は、これらがコイルボリュームへのアクセスを制限することである。これらの円筒形状のボリュームコイルは、円筒の端部を通って、あるいは高周波(RF)電流が流れている横木(current−carrying rung)または電流ループ間のみにアクセスされ得る。「横木間」または横方向のアクセスは、さらに、コイルが遮蔽される場合は限定される。鳥かごに対するファラデー遮蔽は、例えば、通常、銅クラッド、エッチング回路基板材料によってコイルシリンダの側壁を完全に遮壁(screen)する。結果として「銅缶」となる。同様に、横位電磁波(TEM)コイル回路は、銅共鳴空洞と並列共鳴し、かつ胴共鳴空洞で囲まれる導体横木の円筒形状対称アレイで構成される。コイルボリュームへの末端アクセスまたは「横木間」アクセスによって提供される限定されたアクセスは、コイルボリュームに閉じ込められる被験者、およびその被験者を治療するか、またはその被験者と相互に互いに接し合う医師または技術者に影響を及ぼす。特定の被験者は閉所恐怖症であり、ボリュームコイル内に閉じ込められることに耐えることができない。その一方で、脳外科等の特定の医療処置は、画像化中、被験者へのアクセスを必要とする。これらおよび他の理由から、本発明が必要とされる。
【0005】
(説明)
以下における本発明の詳細な説明において、本明細書の1部分を形成する添付の図面が参照される。この添付の図面には、実行され得る本発明の特定の実施形態が図で示される。図面において、同じ符号は、種々の図にわたって、実質的に同様の構成部分を指す。これらの実施形態は、当業者が本発明を実行することを可能にするために十分に詳細に説明される。本発明の範囲から逸脱することなく、他の実施形態が利用され得、構造的、論理的および電気的な変更が成され得る。以下の詳細な説明は、限定的意味であると理解されるべきでなく、本発明の範囲は、添付の請求項によってのみ定義され、このような請求項が権利を受ける等化物の範囲全体を含む。
【0006】
実質的に塞がれておらず、高周波磁界ユニット内に配置されるアパーチャを備える高周波磁界ユニット、および側面アパーチャを備える高周波磁界ユニットが記載される。実質的に塞がれていない第1のアパーチャを備える高周波磁界ユニットが画像装置と共に用いられる場合、画像装置の使用と関連付けられた医療上の利益が、閉所恐怖症の被験者に供与され得る。側面アパーチャを備える高周波磁界ユニットが画像装置と共に用いられる場合、画像装置の使用と関連付けられた医療上の利益が、標準的高周波磁界ユニット内に適合し難い被験者に供与され得る。実質的に塞がれないアパーチャを欠く高周波磁界ユニットを、実質的に塞がれないアパーチャを有する高周波磁界ユニットに転換する方法と、側面アパーチャを欠く高周波磁界ユニットを、側面アパーチャを有する高周波磁界ユニットに転換する方法とが、さらに、記載される。
【0007】
さらに、コイル等の、高周波磁界ユニット内にアパーチャを備えることによって、解剖学的組織の1部分をコイルによって投影することが可能となる。これにより、コイルの残り部分がはるかに小さくなり、被験者にはるかにぴったりと適合可能となる。小型でぴったりと適合するコイルは、画像信号効率を改善し、その結果、より高い分解能の画像が、より少ない電力を用いて、より短い時間でもたらされる
図1Aは、本発明の教示による、高周波磁界ユニット102を備える装置100のいくつかの実施形態の図である。高周波磁界ユニット102は、第1のアパーチャ104および第2のアパーチャ106を備える。
【0008】
高周波磁界ユニット102は、所望の磁界108を生成する。所望の磁界108は、特定の大きさおよび方向を有する磁界に限定されない。好適には、所望の磁界108は、磁気共鳴画像装置、磁気共鳴分光装置、機能的磁気共鳴画像装置、または電子スピン共鳴装置等の(しかしながら、これらに限定されない)画像装置にて、ヒトの頭部等の物体の画像化に用いられるために適切な大きさおよび方向を有する。
【0009】
高周波磁界ユニット102は、特定の型の高周波磁界ユニットに限定されない。1実施形態において、高周波磁界ユニット102は、TEM空洞共鳴器(cavity resonator)である。TEM空洞共鳴器は、インダクタおよびキャパシタなどの制御可能な素子を有する電流素子を備える。これらの素子は、伝送線路共鳴器を調整するように変更される。いくつかの実施形態において、TEM空洞共鳴器は2つの開端部を備える。代替的実施形態において、TEM空洞共鳴器は、1つの開端部および1つの閉端部を備える。
【0010】
高周波磁界ユニット102は、特定の数の電流素子(図4に示される)に限定されない。図1Aに示される電流素子110〜115は例示であり、電流素子の詳細な構成要素を示す試みはなされていない。1実施形態において、高周波磁界ユニット102は、電流素子110〜115を備える。電流素子110〜115は、好適には、素子110〜115のうちのどれもが第2のアパーチャ106を塞がないように構成されるが、この電流素子110〜115は、特定の構成に限定されない。いくつかの実施形態において、電流素子110〜115は非対称的に構成され、物理的に互いに接続されず、反作用的に結合される。代替的実施形態において、電流素子110〜115は、実質的に円筒形状のボリュームを「囲む」ように構成される。いくつかの実施形態において、電流素子110〜115の各々は、少なくとも1つの他の電流素子に誘導的に結合された共鳴電流素子である。代替的実施形態において、電流素子110〜115の各々は、電流素子110〜115のうちの少なくとも1つに容量的に結合された共鳴電流素子である。画像装置(図1Bに示される)と共に用いられる場合、磁界ユニット102は、特定の物体または被験者を画像化するために適切な周波数に調節される。
【0011】
高周波磁界ユニット102は、特定の形状または体積に限定されない。好適には、高周波磁界ユニット102の形状および体積は、画像化されるベき物体または被験者の形状および体積に近似している。1実施形態において、高周波磁界ユニット102は、ヒトの頭部を収容するために十分な直径および長さを有する実質的に円筒の形状を有する。代替的実施形態において、高周波磁界ユニット102は、実質的に円筒の形状を有し、この形状は、縦軸116および縦軸116に実質的に平行な面118を含む。面118は、連続的である必要はない。電流素子110〜115は、実質的に、縦軸に平行に構成される。
【0012】
第1のアパーチャ104は、物体または被験者を高周波磁界ユニット102内に導入する出入り口(port)を提供する。例えば、ヒトの頭部(図示せず)は、第1のアパーチャ104にて高周波磁界ユニット102の中に導入され得る。頭部は、好適には、高周波磁界ユニット102内で、目が第2のアパーチャ106の方向に向けられるように配向される。この配向によって、実質的に塞がれていない第2のアパーチャを欠く高周波磁界ユニットの中に導入された被験者がよく経験する閉所恐怖効果を被験者は回避する。第1のアパーチャ104は、高周波磁界ユニット102に関して、特定の位置合わせに限定されない。1実施形態において、第1のアパーチャ104は、縦軸116と実質的に位置合わせされる質量中心120を有する。このような位置合わせは、高周波磁界ユニット102の中へ被験者を容易に導入することを可能にする。第1のアパーチャ104は、高周波磁界ユニット102の端部にて形成される。高周波磁界ユニット102の一方の端部は、電流素子110〜115の端部にて配置される。
【0013】
第1のアパーチャ104は、好適には、第2のアパーチャ106と一続きである。一続きの第2のアパーチャ106は、第1のアパーチャ104および第2のアパーチャ106を含む一続きのオープンスペースを提供することによって、高周波磁界ユニット102の中に被験者を比較的容易に導入することを可能にし、その被験者が画像化中に閉所恐怖効果を感じる可能性を低減する。第2のアパーチャ106は、さらに、被験者が高周波磁界ユニット102の外側を見ることを可能にし、医師または技術者が被験者の目、鼻および口にアクセスすることを可能にする。
【0014】
第2のアパーチャ106は、塞がれない領域124および潜在的に塞がれる領域126を含む領域122を有する。領域が実質的に透明である場合、この領域は塞がれない。領域が実質的に透明でない場合、この領域は塞がれる。好適には、領域122は、塞がれた領域を含まない。この領域122は、特定の寸法に限定されない。
【0015】
第2のアパーチャ106は、質量中心130(縮尺通りに図示されない)および第1のアパーチャ軸132を有する。1実施形態において、第1のアパーチャ軸132は、質量中心130を通過し、縦方向のアクセス116と公差し、縦方向のアクセス116に対して実質的に垂直である。1実施形態において、第2のアパーチャ106は、約0°〜約90°のアーク長さ136を有するアーク134の範囲を定める。これは、第1のアパーチャ軸132が縦軸118の周囲を回転することによって特定される。約0°〜約90°のアーク長さ136を有するアーク134の範囲を定める第2のアパーチャ106は、ヒトの被験者に及ぼされる閉所恐怖効果を低減する。しかしながら、アークの長さ136が約90°よりも大きいと、所望の磁界108を生成することをより困難にする。
【0016】
第2のアパーチャ106は、大きい鼻を有するヒトの被験者の頭部にぴったりと適合する高周波磁界ユニット102の製造を可能にする。第2のアパーチャ106を欠く高周波磁界ユニットは、被験者の大きい鼻を収容する大きさに製作されなければならず、従って、大きい鼻を有するヒトの被験者の頭部にぴったりと適合するように設計され得ない。ぴったりと適合する高周波磁界ユニットは、より大きい、ゆったりと適合する高周波磁界ユニットよりも高い質の画像を生成するので、第2のアパーチャ106を備える高周波磁界ユニット102は、第2のアパーチャ106を欠く高周波磁界ユニットよりも高い質の画像を生成する。
【0017】
画像ユニット139は、高周波磁界ユニット102に取付けられ得、第2のアパーチャ106への通信リンクを提供する。画像ユニット139は、画像ユニット139が、頭部を高周波磁界ユニット102の中に配置される被験者への通信リンクを提供するように第2のアパーチャ106に対して配置される。画像ユニット139は、特定の型の画像ユニットに限定されない。1実施形態において、画像ユニット139は鏡を備える。代替的実施形態において、画像ユニット139はプリズムを備える。さらに別の代替的実施形態において、画像ユニット139は投影系を備える。
【0018】
いくつかの実施形態において、1つ以上のアパーチャ144および145が高周波磁界ユニット102の側面に形成され、被験者の耳へのアクセスを可能にする。これらのアパーチャは、高周波磁界ユニットから電流素子が除去されることによって形成され得る。他の実施形態において、1つ以上のアパーチャ144および145のうちの1つ以上に聴覚通信デバイス146が取付けられ、被験者と通信するか、または被験者に聴覚的保護を提供する。通信デバイス146は、好適には、能動的または受動的な聴覚的保護を提供することができる。
【0019】
第2のアパーチャを欠く高周波磁界ユニットは、第2のアパーチャ106を備える高周波磁界ユニット102に転換され得る。第2のアパーチャを欠く高周波磁界ユニットを、第2のアパーチャ106を備える高周波磁界ユニット102に転換する方法の1実施形態において、第2のアパーチャを欠く高周波磁界ユニットから1つの電流素子が除去されて、第2のアパーチャ106を備える高周波磁界ユニット102を形成する。第2のアパーチャを欠く高周波磁界ユニットから1つの電流素子を除去することは、第2のアパーチャを欠く高周波磁界ユニット内に間隙を生成する。この間隙は、第2のアパーチャ106を形成する領域を提供する。第2のアパーチャを欠く高周波磁界ユニットから電流素子を除去した後、所望の磁界108を生成するための電流が残りの電流素子に対して計算される。代替的実施形態において、第2のアパーチャを欠く高周波磁界ユニットから2つ以上の隣接する電流素子が除去され、第2のアパーチャ106を備える高周波磁界ユニット102を形成する。第2のアパーチャを欠く高周波磁界ユニットから2つ以上の隣接する電流素子を除去することは、第2のアパーチャを欠く高周波磁界ユニット内に空隙を生成する。この空隙は、高周波磁界ユニット102の第2のアパーチャ106を形成する領域を提供する。第2のアパーチャを欠く高周波磁界ユニットから2つ以上の電流素子を除去した後、残りの電子回路用に、所望の磁界108を生成するための電流が計算される。
【0020】
図1Bは、本発明の教示による、高周波磁界ユニット102を含む画像ユニット140のいくつかの実施形態の図である。画像ユニット140は、静電界磁界ユニット142、および静磁界ユニット142内に配置される高周波磁界ユニット102を備える。好適には、静電界磁界ユニット142は、高い磁界強度を有する磁界を生成する。高い磁界強度は、画像ユニット140による高分解能の生成を可能にする。しかしながら、高周波磁界ユニット102は、特定の磁界強度を生成する特定の静磁界ユニットまたは静電界磁界ユニットと共に用いられることに限定されない。高周波磁界ユニット102は、画像ユニットと共に用いられる任意の静電界磁石と共に用いられるために適切である。
【0021】
図2Aは、本発明の教示による、高周波磁界ユニット202を備える装置200のいくつかの実施形態の図である。高周波磁界ユニット202は、1対の端部アパーチャ204および205、第1の側面アパーチャ206および第2の側面アパーチャ208を備える。
【0022】
高周波磁界ユニット202は、所望の磁界210を生成する。所望の磁界210は、特定の大きさおよび方向を有する磁界に限定されない。好適には、所望の磁界210は、磁気共鳴画像装置、機能的磁気共鳴画像装置または電子スピン共鳴装置等の(しかしながら、これらに限定されない)画像装置にて、人体等の物体を画像化することに用いられるために適切である。
【0023】
高周波磁界ユニット202は、特定の型の高周波磁界ユニットに限定されない。1実施形態において、高周波磁界ユニット202は、TEM空洞共鳴器である。TEM空洞共鳴器は、伝送線路共鳴器を調整するために変更される制御可能な素子を有する1つ以上の電流素子を備える。1実施形態において、高周波磁界ユニット202は、電流素子212の第1の群および電流素子214の第2の群を含む。1実施形態において、電流素子212の第1の群は、電流素子216〜218等の少なくとも1つの電流素子を含み、電流素子214の第2の群は、電流素子220〜222等の少なくとも1つの電流素子を含む。電流素子212の第1の群および電流素子214の第2の群は、好適には、電流素子216〜218または電流素子220〜222のうちのどれもが第1の側面アパーチャ206または第2の側面アパーチャ208を塞がないように構成される。1実施形態において、電流素子212の第1の群は、約15センチメートル〜約30センチメートルの分離距離228によって電流素子214の第2の群から分離される。この分離距離は、第1の側面アパーチャ206および第2の側面アパーチャ208を形成するために利用可能な領域である。約15センチメートル未満の分離距離は、被験者の腕または脚等の四肢、あるいは余分な身体質量を第1の側面アパーチャ206および第2の側面アパーチャ208の中に適合させることを可能にする。分離距離228を約30センチメートルより大きくすることによって、高周波磁気ユニット202は人体を収容するために必要な大きさよりも著しく大きい体積を有する。(図2Bに図示される)画像装置と共に用いられる場合、磁界ユニット202は、特定の物体または被験者を画像化するために適切な周波数に調節される。
【0024】
第1の側面アパーチャ206および第2の側面アパーチャ208は、被験者が高周波磁界ユニット202の内側に配置される場合、被験者(図示せず)の四肢または余分な身体質量が高周波磁気ユニット202の外側に位置することを可能にする。第1の側面アパーチャ206および第2の側面アパーチャ208は、電流素子212の第1の群および電流素子214の第2の群と実質的に平行である。第1の側面アパーチャ206および第2の側面アパーチャ208は、好適には、物理的な遮蔽がない。物理的な遮蔽は、被験者の四肢または余分な身体質量が、第1の側面アパーチャ206または第2の側面アパーチャ208の中へ、およびこれらを通って伸びることを回避する構造である。第1の側面アパーチャ206および第2の側面アパーチャ208は、さらに、高周波磁界ユニット202の内径230を拡大することなく、高周波磁気ユニット202が、高周波磁界ユニット202の内径230よりも大きい被験者を収容することを可能にする。複数の被験者について、第1の側面アパーチャ206および第2の側面アパーチャ208は、四肢または余分な身体質量が高周波磁界ユニット202の外側に延びることを可能にすることによって、高周波磁界ユニット202の内側に位置するときの被験者の快適さが向上する。快適な被験者は、画像化中にあまり動かない傾向があり、従って、画像の撮り直しがあまり必要とされず、被験者が画像化される場合に、より高い質の画像が取得される。さらに、ボディコイルがより小型でより接近すると、画像の質が著しく向上する。より小さい寸法のコイルが、高い磁界強度の画像化のために必要とされる高周波にて効率的に共鳴させるように作製され得る。
【0025】
高周波磁界ユニット202は、特定の形状または体積に限定されない。好適には、高周波ユニット202の形状および体積は、画像化されるべき物体または被験者の形状および体積と近似している。例えば、約100センチメートルの長さ232および約60センチメートルの直径230を有する、実質的に円筒形状の高周波磁界ユニットは、人体の形状に近似する形状を有する。1実施形態において、高周波磁界ユニット202は、実質的に円筒形状を有し、成人の人体を収容するために十分な直径および長さを含む。
【0026】
代替的実施形態において、高周波磁界ユニット202は、縦軸234ならびに面236および238を含む実質的に円筒形状を有し、これらの面は、好適には、湾曲し、縦軸234に対して実質的に平行である。面234および236は、連続する必要がない。少なくとも3つの電流素子216〜218を含む電流素子212の第1の群、および少なくとも3つの電流素子220〜222を含む電流素子214の第2の群は、実質的に円筒形状のボリュームを「囲む」ように構成される。
【0027】
端部アパーチャ204は、物体または被験者を高周波磁界ユニット202の中に導入するための出入り口を提供する。例えば、人体(図示せず)は、端部アパーチャ204にて高周波磁界ユニットの中に導入され得る。端部アパーチャ204は、高周波磁界ユニット202に関して、特定の位置合わせに限定されない。1実施形態において、端部アパーチャ204は、縦軸234と実質的に位置合わせされる質量中心を含む。
【0028】
1実施形態において、第1の側面アパーチャ206および第2の側面アパーチャ208は、端部アパーチャ204と一続きである。第1の側面アパーチャ206、第2の側面アパーチャ208と端部アパーチャ204との間の一続きの関係は、高周波ユニット202内への被験者の容易な導入を可能にする。第1の側面アパーチャ206は、幅または分離距離228を有し、第2の側面アパーチャ208は、幅または分離距離244を有する。幅または分離距離228は、好適には、幅または分離距離244とほぼ等しい。
【0029】
代替的な実施形態において、高周波磁界ユニット202は、上半分247および下半分248を含む。上半分247は、第1の側面アパーチャ206または第2の側面アパーチャ208にて下半分248に機械的に取付け、かつ取り外すことができる。1実施形態において、ヒンジまたは可撓性ブラケット等の取付けデバイス249は、上半分247を下半分248に取り付ける。
【0030】
第1の側面アパーチャおよび第2の側面アパーチャを欠く高周波磁界ユニットは、第1の側面アパーチャ206および第2の側面アパーチャ208を含む高周波磁界ユニット202に転換され得る。第1の側面アパーチャおよび第2の側面アパーチャを欠く高周波磁界ユニットを、第1の側面アパーチャ206および第2の側面アパーチャ208を備える高周波磁界ユニット202に変換する方法の1実施形態において、第1の側面アパーチャおよび第2の側面アパーチャを欠く高周波磁界ユニットから、2つの隣接しない電流素子が除去される。好適には、2つの隣接しない電流素子は、互いに対向して配置される。第1の側面アパーチャおよび第2の側面アパーチャを欠く高周波磁界ユニットから、2つの隣接しない電流素子を除去することにより、高周波磁界ユニット内に2つの間隙が生成される。これらの間隙は、第1の側面アパーチャ206および第2の側面アパーチャ208を形成する領域を提供する。第1の側面アパーチャおよび第2の側面アパーチャを欠く高周波磁界ユニットから、2つの隣接しない電流素子を除去した後、所望の磁界210を生成するための電流が残りの電流素子に対して計算される。
【0031】
図2Bは、本発明の教示による、高周波磁界ユニット202を備える画像ユニット250のいくつかの実施形態の図である。画像ユニット250は、静電界磁界ユニット252、および静電界磁界ユニット252内に配置された高周波磁界ユニット202を備える。好適には、静電界磁界ユニット252は、高い磁界強度を有する磁界を生成する。高い磁界強度は、画像ユニット250による高分解能の画像の生成を可能にする。しかしながら、高周波磁界ユニット202は、静電界磁界ユニット、または特定の磁界強度を生成する静電界磁界ユニットと共に用いることに限定されない。高周波磁界ユニット202は、画像ユニットと共に用いられる任意の静電界磁界ユニットと共に用いられるために適切である。
【0032】
図2Cは、臨床の場において使用するために構成された図2Aに示された高周波磁界ユニットを含む装置のいくつかの実施形態の図である。図2Cに見出され得るように、被験者は、ぴったりと適合する高周波磁界ユニット202の中に容易に、かつ快適に適合する。このユニットは、高周波磁界ユニット202を、心臓、肺および胸部を画像化する用途に用いるために特に適合する。
【0033】
上述の実施形態は、ヒトの頭部および人体の画像化と関連して高周波磁界ユニットを用いるように照準が合わせられたが、高周波磁界ユニット102および202は、ヒトの頭部および人体の映像化と関連する使用に限定されない。高周波磁界ユニット102および202は、腕、脚、関節、手および足等のヒトの四肢、犬、猫、マウス、ネズミ、馬および霊長類、ならびにこれらのヒトでない被験者の四肢を含むが、これらに限定されない広範囲の被験者を画像化することとの関連で用いるために適切である。
【0034】
図3A〜図3Dは、本発明の教示による、ボリュームコイル300の構造のいくつかの実施形態の図である。ボリュームコイル300は、中空壁301を備える。これは、陰影が付けられていないので、ボリュームコイル300の下部に位置するボリュームコイル300の構造が見出され得る。図3A〜図3Dに示されるボリュームコイル300は、電流素子302〜308を備える。図3Aに示されるボリュームコイル300は、高周波導電性前端部リング310および高周波導電性バックプレーン(backplane)312を備える。高周波導電性前端部リング310および高周波導電性バックプレーン312は、電流素子302〜308に結合される。
【0035】
図3Bに示されたボリュームコイル300は、空隙316、および電流素子302および308に合わせて切り取られた高周波導電性バックプレーン318を有する高周波導電性前端部リング314を備える。高周波導電性前端部リング314および高周波導電性バックプレーン318は、電流素子302〜308に結合される。
【0036】
図3Cに示されるボリュームコイル300は、高周波導電性前端部リング310および高周波導電性後端部リング319を備える。高周波導電性前端部リング310および高周波導電性後端部リング319は、電流素子302〜308に結合される。
【0037】
図3Dに示されるボリュームコイル300は、空隙316を有する高周波導電性前端リング314および空隙322を有する高周波導電性後端リング320を備える。高周波導電性前端リング314および高周波導電性後端リング320は、電流素子302〜308に結合される。
【0038】
図3A〜図3Dに見出され得るように、ボリュームコイル300は、電流素子302と308との間に形成されるアパーチャ324を含む。さらに、図3A〜図3Dに見出され得るように、アパーチャ324は、電流素子326(点線で図示)を、電流素子302〜308および電流素子326(点線で図示)を備える電流素子の規則的または対称的な構成から除去することによって形成される。代替的実施形態において、電流素子326は、ボリュームコイル300の上部328から除去される。別の代替的実施形態において、電流素子326はアパーチャ324を形成するために(除去されるのではなく)移動される。
【0039】
端部リング310、314、319および320の各々は、ボリュームコイル300の開端部、およびバックプレーン312および318の各々は、ボリュームコイル300の閉端部332を備える。
【0040】
ボリュームコイル300はインピーダンスを含む。1実施形態において、調整可能なインピーダンスが電流素子302〜308の各々に含まれる。調整可能なインピーダンスは、1実施形態において、キャパシタンスである。調整可能なインピーダンスは、代替的実施形態において、インダクタンスである。
【0041】
1実施形態において、中空壁301は、電流素子302〜308のリターン素子を備える。代替的実施形態において、中空壁301は、溝付きシールドを含む。図3A〜図3Dに見出され得るように、中空壁301は、不在か、または移動された電流素子326と共に線においてアパーチャを備える。
【0042】
ボリュームコイル300は、広範囲の物体、および頭部、足関節部、足および他の四肢を含むがこれに限定されない被験者を画像化することに用いるために適切である。
【0043】
上述の高周波磁界ユニット102および202ならびにボリュームコイル300の各々は、二重調節コイル(double tuned coil)、多重調節コイル(multiply tuned coil)、円形分極コイル(circularly polarized coil)、Vaughan法によって二重に調節されるコイルおよび積極的離調コイル(actively detuned coil)として用いるために適切である。二重調節コイルは、2周波数にて駆動される。多重調節コイルは、多周波数にて駆動される。円形分極コイルは、円形分極高周波磁界を付与するように駆動される。コイルを二重離調するVaughan法は、「High Frequency Volume coils for Nuclear magnetic Resonance Applications」と称される米国特許第5,557,247号に記載され、本出願は、参考のため、本明細書中に援用される。高周波磁界ユニット102および202ならびにボリュームコイル300の各々は、コイル内に備えられる電流素子を調整することによって局部受端コイル(local receiving coil)用に使用するために積極的に離調/再調節(retuned)されることが可能である。電流素子は、電流素子のインピーダンスを変更することによって調整される。
【0044】
図4は、本発明の高周波磁界ユニットと共に用いるために適切な電流素子400の1実施形態の図である。電流素子400は、導体404と共鳴するシールドまたは中空壁区域402を備える。中空壁区域402は導電性材料を含み、導体404は導電性材料を含む。1実施形態において、中空壁区域402は、導電性メッシュから形成される。複数の電流素子400は、「囲まれた空間」を形成するように構成され得る。1実施形態において、複数の電流素子400は、円筒形状の囲まれた空間(図示せず)を形成するように構成される。円筒形状の囲まれた空間において、シールドまたは中空壁区域402は、囲まれた空間の外側に配向され、導体404は、囲まれた空間の内側に配向される。電流素子400等の電流素子は、米国特許第5,557,247号にさらに記載され、本出願は、参考のため、本明細書中に援用される。
【0045】
特定の実施形態が本明細書中に記載および図示されたが、同じ目的を達成することを意図した任意の構成が、示された特定の実施形態の代わりに用いられ得ることが本開示の利益を有する当業者によって理解される。本出願は、本発明の任意の適応または変形を含むことが意図される。従って、本発明は、請求項およびその等価物によってのみ限定されることが意図される。
【図面の簡単な説明】
【図1A】
図1Aは、本発明の教示による、高周波磁界ユニットを含む装置のいくつかの実施形態の図である。
【図1B】
図1Bは、本発明の教示による、高周波磁界ユニットを含む画像ユニットのいくつかの実施形態の図である。
【図2A】
図2Aは、本発明の教示による、高周波磁界ユニットを含む装置の代替的実施形態のいくつかの実施形態の図である。
【図2B】
図2Bは、本発明の教示による、高周波磁界を含む画像ユニットの特定の代替的実施形態の図である。
【図2C】
図2Cは、臨床の場において使用するために構成された図2Aに示された高周波磁界ユニットを含む装置のいくつかの実施形態の図である。
【図3A】
図3Aは、本発明の教示による、ボリュームコイルの構造のいくつかの実施形態の図である。
【図3B】
図3Bは、本発明の教示による、ボリュームコイルの構造のいくつかの実施形態の図である。
【図3C】
図3Cは、本発明の教示による、ボリュームコイルの構造のいくつかの実施形態の図である。
【図3D】
図3Dは、本発明の教示による、ボリュームコイルの構造のいくつかの実施形態の図である。
【図4】
図4は、本発明の高周波磁界ユニットと共に用いるために適切な電流素子の1実施形態の図である。
Claims (66)
- 複数の電流素子を含むボリュームコイルを備え、該ボリュームコイルは、電流素子の規則的または対称的なパターンあるいは規則的または対称的な構成から1つ以上の電流素子を除去または移動することによって形成されるアパーチャを有する、装置。
- 対称的に構成された複数の電流素子を含む高周波磁界ユニットを備え、該複数の電流素子のうちのいくつかは、互いに物理的に接続されず、反作用的に結合され得る、装置。
- 1つ以上の電流素子は、1つ以上の端部に物理的に接続されない、請求項2に記載の装置。
- 前記複数の電流素子は、実質的な円筒形の周りに非対称的に構成される、請求項2に記載の装置。
- 前記複数の電流素子の各々は、共鳴電流素子を備える、請求項4に記載の装置。
- ボアを有する静電界磁界ユニットをさらに備え、高周波磁界ユニットは、該ボア内に挿入されて画像ユニットを形成する、請求項5に記載の装置。
- 前記複数の電流素子の各々は、該複数の電流素子のうちの少なくとも1つに誘導的に結合される、請求項2に記載の装置。
- 前記複数の電流素子の各々は、該複数の電流素子のうちの少なくとも1つに容量的に結合される、請求項2に記載の装置。
- 所望の磁界を生成する高周波磁界ユニットを備え、該高周波磁界ユニットは、該高周波磁界ユニットの端部にて形成される第1のアパーチャと、実質的に塞がれない第2のアパーチャとを有し、該第1のアパーチャは、該第2のアパーチャと一続きである、装置。
- 前記第2のアパーチャは、約0°〜約90°のアーク長さを有するアークを備える、請求項9に記載の装置。
- ボアを有する静電界磁界ユニットをさらに備え、前記高周波磁界ユニットが該ボア内に挿入されて画像ユニットを形成する、請求項10に記載の装置。
- 第1の側面アパーチャ、第2の側面アパーチャ、および1対の端部アパーチャを有する高周波磁界ユニットを備え、該第1の側面アパーチャおよび該第2の側面アパーチャは、該1対の端部アパーチャの各々と一続きである、装置。
- 前記高周波磁界ユニットは、湾曲した構成の電流素子を有する実質的に円筒形状の容積を備え、前記第1の側面アパーチャと前記第2の側面アパーチャは、該湾曲した構成に沿って配置され、該第1の側面アパーチャは、該第2の側面アパーチャと実質的に対向して配置される、請求項12に記載の装置。
- 前記第1の側面アパーチャは第1の幅を有し、前記第2の側面アパーチャは、該第1の幅とほぼ等しい第2の幅を有する、請求項13に記載の装置。
- ボアを有する静電界磁界ユニットをさらに備え、前記高周波磁界ユニットが該ボア内に挿入されて画像ユニットを形成する、請求項14に記載の装置。
- 第1の高周波磁界ユニットから1つの電流素子を除去して、アパーチャを有する第2の高周波磁界ユニットを形成する工程を包含する、方法。
- 前記第2の高周波磁界ユニット内に所望の磁界を生成する電流のセットを計算およびインプリメントする工程をさらに包含する、請求項16に記載の方法。
- 第1の高周波磁界ユニットから2つ以上の隣接する電流素子を除去して、アパーチャを有する第2の高周波磁界ユニットを形成する工程を包含する、方法。
- 前記第2の高周波磁界ユニット内に所望の磁界を生成する電流のセットを計算およびインプリメントする工程をさらに包含する、請求項18に記載の方法。
- 対向して配置される2つの電流素子回路を第1の高周波磁界ユニットから除去して、第1のアパーチャと第2のアパーチャとを有する第2の高周波磁界ユニットを形成する工程を包含する、方法。
- 前記電流素子の残りのパターンまたは構成は、所望の磁界を生成することができ、該所望の磁界が復元されるか、補償されるか、そうでない場合、該複数の電流素子内の電流を調整することによってもたらされる、請求項1に記載の装置。
- 前記ボリュームコイルは上部を含み、該上部からのアクセスを改善するために、1つ以上の前記規則的または対称的パターンあるいは規則的または対称的構成が該上部から除去され、前記所望の磁界が復元される、請求項21に記載の装置。
- 前記ボリュームコイルは、開端部と閉端部とを備え、該閉端部は、導電性平面によって閉じられる、請求項21に記載の装置。
- 前記ボリュームコイルは、2つの開端部を備える、請求項21に記載の装置。
- 前記ボリュームコイルは、頭部を画像化することに用いられることが可能である、請求項22に記載の装置。
- 前記ボリュームコイルは、頭部を画像化することに用いられることが可能である、請求項23に記載の装置。
- 前記ボリュームコイルは、頭部を画像化することに用いられることが可能である、請求項24に記載の装置。
- 前記ボリュームコイルは、頭部を画像化することに用いられることが可能である、請求項21に記載の装置。
- 前記ボリュームコイルは、四肢を画像化することに用いられることが可能である、請求項21に記載の装置。
- 前記ボリュームコイルは、足および足関節部を画像化することに用いられることが可能である、請求項21に記載の装置。
- 前記ボリュームコイルはインピーダンスを含み、該インピーダンスは、前記複数の電流素子の電流を制御するように調整される、請求項21に記載の装置。
- 前記インピーダンスは、キャパシタンスを調整することによって調整される、請求項31に記載の装置。
- 前記インピーダンスは、インピーダンスを調整することによって調整される、請求項31に記載の装置。
- 前記複数の電流素子に結合された高周波導電性前端部リングと、該複数の電流素子に結合された高周波導電性バックプレーンとをさらに備える、請求項21に記載の装置。
- 空隙を含む高周波導電性前端部リングと、前記複数の電流素子に結合された高周波導電性前端部リングと、該複数の電流素子に結合された高周波導電性バックプレーンとをさらに備える、請求項21に記載の装置。
- 前記複数の電流素子に結合された高周波導電性前端部リングと、該複数の電流素子に結合された高周波導電性後端部リングとをさらに備える、請求項21に記載の装置。
- 空隙を含む高周波導電性前端部リングと、空隙を含む高周波導電性後端部リングとをさらに備え、該高周波導電性前端部リングおよび高周波導電性後端部リングは、複数の高周波電流素子に結合された、請求項21に記載の装置。
- 前記複数の高周波電流素子に結合された溝付きシールドまたは中空壁をさらに備える、請求項21に記載の装置。
- 不在であるか、または移動された素子(単数または複数)と共にシールド内の窓またはアパーチャあるいは近似線において空洞をさらに備える、請求項21に記載の装置。
- 前記ボリュームコイルは、開端部および閉端部を備え、該閉端部は、導電性平面によって閉じられる、請求項39に記載の装置。
- 前記ボリュームコイルは、2つの開端部を備える、請求項39に記載の装置。
- 上部を有し、該上部からのアクセスを改善するために、該上部から、1つ以上の前記電流素子の規則的または対称的なパターンあるいは構成が除去される、請求項39に記載の装置。
- 前記ボリュームコイルは、頭部を画像化することに用いられることが可能である、請求項40に記載の装置。
- 前記ボリュームコイルは、頭部を画像化することに用いられることが可能である、請求項41に記載の装置。
- 前記ボリュームコイルは、頭部を画像化することに用いられることが可能である、請求項42に記載の装置。
- 前記ボリュームコイルは、身体を画像化することに用いられることが可能である、請求項39に記載の装置。
- 前記ボリュームコイルは、四肢を画像化することに用いられることが可能である、請求項39に記載の装置。
- 前記ボリュームコイルは、足および足関節部を画像化することに用いられることが可能である、請求項39に記載の装置。
- 前記ボリュームコイルはインピーダンスを含み、該インピーダンスは、前記複数の電流素子の電流を制御するように調整される、請求項39に記載の装置。
- 前記インピーダンスは、キャパシタンスを調整することによって調整される、請求項39に記載の装置。
- 前記インピーダンスは、インダクタンスを調整することによって調整される、請求項39に記載の装置。
- 前記複数の電流素子に結合された高周波導電性前端部リングと、該複数の電流素子に結合された高周波導電性バックプレーンとをさらに備える、請求項39に記載の装置。
- 前記複数の電流素子に結合された開前端部リングと、該複数の電流素子に結合された高周波導電性バックプレーンとをさらに備える、請求項39に記載の装置。
- 前記複数の電流素子に結合された高周波導電性前端部リングと、該複数の電流素子に結合された高周波導電性後端部リングとをさらに備える、請求項39に記載の装置。
- 前記複数の電流素子に結合された空隙を含む前端部リングと、該複数の電流素子に結合された空隙を含む後端部リングとをさらに備える、請求項39に記載の装置。
- 溝付きシールドまたは中空壁をさらに備える、請求項39に記載の装置。
- 局部受端コイル用に使用するために、前記ボリュームコイルを積極的に離調/再調節する手段をさらに備える、請求項21に記載の装置。
- 前記ボリュームコイルは、二重調節または多重調節される、請求項21に記載の装置。
- 前記ボリュームコイルは、Vaughan法によって二重調整される、請求項21に記載の装置。
- 電流素子を備える横位電磁コイル空洞であって、該横位電磁コイルは、電流素子間で切断された窓またはアパーチャを有し、該電流素子を通るアクセスを可能にする、横位電磁コイル空洞。
- 窓またはアパーチャの上に取り付けられた鏡またはプリズムをさらに備える、請求項21に記載の装置。
- 窓またはアパーチャの上に取り付けられた鏡またはプリズムをさらに備える、請求項39に記載の装置。
- 前記高周波磁界ユニットの側面に形成された1つ以上のアパーチャをさらに備え、被験者の耳へのアクセスを可能にする、請求項9に記載の装置。
- 前記1つ以上のアパーチャを通じて通信するための聴覚通信デバイスをさらに備える、請求項63に記載の装置。
- 前記通信デバイスは、能動的または受動的な聴覚保護を提供する、請求項64に記載の装置。
- 前記高周波磁界ユニットは、上半分および下半分を含み、該上半分は、前記第1の側面アパーチャおよび前記第2の側面アパーチャにて該下半分に機械的に取り付け、かつ、取り外されることが可能である、請求項12に記載の装置。
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Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2010240039A (ja) * | 2009-04-02 | 2010-10-28 | Hitachi Medical Corp | アンテナ装置及び磁気共鳴検査装置 |
JP2013063334A (ja) * | 2004-05-07 | 2013-04-11 | Regents Of The Univ Of Minnesota | 磁気共鳴無線周波数コイルのための多電流素子 |
Families Citing this family (32)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US7598739B2 (en) * | 1999-05-21 | 2009-10-06 | Regents Of The University Of Minnesota | Radio frequency gradient, shim and parallel imaging coil |
EP1305649A2 (en) * | 2000-07-31 | 2003-05-02 | Regents Of The University Of Minnesota | Open tem resonators for mri |
US7412208B1 (en) * | 2002-03-11 | 2008-08-12 | Agilent Technologies, Inc. | Transmission system for transmitting RF signals, power and control signals via RF coaxial cables |
EP1514140A4 (en) * | 2002-05-17 | 2006-01-25 | Mr Instr Inc | CAVITY RESONATOR FOR MR SYSTEMS |
US7327142B2 (en) * | 2003-06-30 | 2008-02-05 | General Electric Company | Open peripheral vascular coil and method of providing peripheral vascular imaging |
EP1687651A1 (en) * | 2003-11-18 | 2006-08-09 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Hybrid tem/birdcage coil for mri |
DE102004006322B4 (de) * | 2004-02-10 | 2013-09-12 | RAPID Biomedizinische Geräte RAPID Biomedical GmbH | Abbildungsvorrichtung zur Nutzung der kernmagnetischen Resonanz |
WO2006042267A1 (en) * | 2004-10-07 | 2006-04-20 | Invivo Corporation | Method and apparatus for discrete shielding of volume rf coil arrays |
US7442085B2 (en) | 2005-01-14 | 2008-10-28 | Molex Incorporated | Filter connector |
WO2006095297A1 (en) | 2005-03-10 | 2006-09-14 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Ultra-short mri body coil |
US7659719B2 (en) | 2005-11-25 | 2010-02-09 | Mr Instruments, Inc. | Cavity resonator for magnetic resonance systems |
CA2645229A1 (en) * | 2006-03-09 | 2007-09-13 | Insight Neuroimaging Systems, Llc | Microstrip coil designs for mri devices |
US20080157768A1 (en) * | 2006-11-24 | 2008-07-03 | Lovell Simon A | Open coil for magnetic resonance imaging |
US8193809B2 (en) * | 2007-05-03 | 2012-06-05 | Regents Of The University Of Minnesota | Three dimensional RF coil structures for field profiling |
US8299681B2 (en) | 2009-03-06 | 2012-10-30 | Life Services, LLC | Remotely adjustable reactive and resistive electrical elements and method |
US7994788B2 (en) * | 2009-04-03 | 2011-08-09 | General Electric Company | Short hybrid microstrip magnetic resonance coils |
US8125226B2 (en) * | 2009-07-02 | 2012-02-28 | Agilent Technologies, Inc. | Millipede surface coils |
US8854042B2 (en) | 2010-08-05 | 2014-10-07 | Life Services, LLC | Method and coils for human whole-body imaging at 7 T |
JP5248557B2 (ja) * | 2010-07-29 | 2013-07-31 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴イメージング装置 |
US8604791B2 (en) | 2010-09-09 | 2013-12-10 | Life Services, LLC | Active transmit elements for MRI coils and other antenna devices |
US9097769B2 (en) | 2011-02-28 | 2015-08-04 | Life Services, LLC | Simultaneous TX-RX for MRI systems and other antenna devices |
DE102011006157B4 (de) * | 2011-03-25 | 2016-06-16 | Bruker Biospin Ag | Doppelt abgestimmter HF-Resonator |
CN103703384B (zh) * | 2011-07-20 | 2016-12-14 | 皇家飞利浦有限公司 | 用于mri的感应耦合的局部并行发射线圈,其元件的每个都包括可变阻抗 |
US9500727B2 (en) | 2012-04-20 | 2016-11-22 | Regents Of The University Of Minnesota | System and method for control of RF circuits for use with an MRI system |
KR101967241B1 (ko) | 2013-01-16 | 2019-04-09 | 삼성전자주식회사 | 무선 주파수 코일 장치, 이를 채용한 자기 공명 장치, 및 무선 주파수 코일 장치의 작동방법 |
US10191128B2 (en) | 2014-02-12 | 2019-01-29 | Life Services, LLC | Device and method for loops-over-loops MRI coils |
US10288711B1 (en) | 2015-04-30 | 2019-05-14 | Life Services, LLC | Device and method for simultaneous TX/RX in strongly coupled MRI coil loops |
US10827948B1 (en) | 2015-11-25 | 2020-11-10 | Life Services, LLC | Method and apparatus for multi-part close fitting head coil |
US10324146B2 (en) * | 2016-01-12 | 2019-06-18 | Life Services, LLC | Method and apparatus for multi-part body coil |
US11500046B2 (en) * | 2016-11-25 | 2022-11-15 | General Electric Company | Radio frequency head coil for a magnetic resonance imaging system and methods thereof |
US11408951B2 (en) * | 2020-04-24 | 2022-08-09 | MR CoilTech Limited | Open-face, dual-mode head coil for clinical imaging in ultra-high field MRI scanner |
CN111708089B (zh) * | 2020-06-30 | 2021-09-17 | 中国矿业大学 | 一种电磁感应采煤工作面构造探测方法 |
Citations (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS60169748A (ja) * | 1983-12-23 | 1985-09-03 | ゼネラル・エレクトリツク・カンパニイ | Nmr用rfコイル |
JPS62112542A (ja) * | 1985-11-02 | 1987-05-23 | エヌ・ベ−・フイリツプス・フル−イランペンフアブリケン | 磁気共振映像装置用高周波コイル |
US4992737A (en) * | 1988-11-18 | 1991-02-12 | Bruker Medizintechnik Gmbh | Sample head for NMR tomography |
JPH03149033A (ja) * | 1989-08-11 | 1991-06-25 | Picker Internatl Inc | 磁気共鳴プローブ及びその製造法 |
JPH08257011A (ja) * | 1995-03-28 | 1996-10-08 | Ge Yokogawa Medical Syst Ltd | Mri用バードケージコイル |
US6029082A (en) * | 1997-11-24 | 2000-02-22 | Picker International, Inc. | Less-claustrophobic, quadrature, radio-frequency head coil for nuclear magnetic resonance |
Family Cites Families (119)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3757204A (en) * | 1972-02-28 | 1973-09-04 | Varian Associates | Long the sample cavity resonator structure for an epr spectrometer employing dielectric material for improving rf electric and magnetic field uniformity a |
US4443713A (en) * | 1978-10-30 | 1984-04-17 | Phillips Petroleum Company | Waveform generator |
US4439733A (en) * | 1980-08-29 | 1984-03-27 | Technicare Corporation | Distributed phase RF coil |
DE3133432A1 (de) | 1981-08-24 | 1983-03-03 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Hochfrequenzfeld-einrichtung in einer kernspinresonanz-apparatur |
US4463328A (en) * | 1982-05-17 | 1984-07-31 | University Of South Carolina | Capacitively shortened coaxial resonators for nuclear magnetic resonance signal reception |
US4590427A (en) * | 1983-03-28 | 1986-05-20 | The United States Of America As Represented By The United States Department Of Energy | Nuclear magnetic resonance apparatus having semitoroidal rf coil for use in topical NMR and NMR imaging |
US4602155A (en) | 1983-07-25 | 1986-07-22 | Bei Electronics, Inc. | Zero reference generating method and apparatus for optical encoders |
US4694255A (en) | 1983-11-04 | 1987-09-15 | General Electric Company | Radio frequency field coil for NMR |
DE3347597A1 (de) | 1983-12-30 | 1985-07-18 | Philips Patentverwaltung Gmbh, 2000 Hamburg | Hochfrequenz-spulenanordnung zum erzeugen und/oder empfangen von wechselmagnetfeldern |
GB8405066D0 (en) * | 1984-02-27 | 1984-04-04 | Picker Int Ltd | Coil arrangements |
DE3408581A1 (de) * | 1984-03-09 | 1985-09-12 | Robert Bosch Gmbh, 7000 Stuttgart | Resonator |
FR2567647B1 (fr) * | 1984-07-10 | 1987-12-18 | Thomson Cgr | Dispositif de creation et/ou de reception d'un champ magnetique alternatif pour appareil exploitant la resonance magnetique nucleaire |
US4620155A (en) * | 1984-08-16 | 1986-10-28 | General Electric Company | Nuclear magnetic resonance imaging antenna subsystem having a plurality of non-orthogonal surface coils |
US4634980A (en) * | 1984-08-16 | 1987-01-06 | Picker International, Inc. | Nuclear magnetic resonance radio frequency antenna |
US4680548A (en) * | 1984-10-09 | 1987-07-14 | General Electric Company | Radio frequency field coil for NMR |
DE3504905A1 (de) | 1985-02-13 | 1986-08-14 | J. Kühn GmbH & Co Präzisionswerkzeug KG, 4270 Dorsten | Werkzeughalter o.dgl. |
US4691163A (en) | 1985-03-19 | 1987-09-01 | Elscint Ltd. | Dual frequency surface probes |
DE3515190A1 (de) | 1985-04-26 | 1986-11-06 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Kernspin-tomographiegeraet |
US4724389A (en) * | 1985-05-08 | 1988-02-09 | Medical College Of Wisconsin, Inc. | Loop-gap resonator for localized NMR imaging |
FR2583172B1 (fr) * | 1985-06-07 | 1987-11-20 | Thomson Cgr | Antenne haute frequence pour appareil mesurant la resonance magnetique nucleaire |
DE3522401A1 (de) | 1985-06-22 | 1987-01-02 | Bruker Medizintech | Probenkopf fuer die nmr-tomographie |
US5144240A (en) * | 1985-08-14 | 1992-09-01 | Picker International, Inc. | Nmr spectroscopy and imaging coil |
US4839594A (en) * | 1987-08-17 | 1989-06-13 | Picker International, Inc. | Faraday shield localized coil for magnetic resonance imaging |
NL8502273A (nl) * | 1985-08-19 | 1987-03-16 | Philips Nv | Magnetisch resonantie apparaat met bird cage r.f. spoel. |
EP0239426B1 (fr) | 1986-02-07 | 1990-05-23 | General Electric Cgr S.A. | Antenne de réception pour appareil d'imagerie par résonance magnétique nucléaire |
NL8603251A (nl) * | 1986-12-22 | 1988-07-18 | Philips Nv | Magnetisch resonantie-apparaat met inschakelbare bird-cage r.f.-spoel. |
US4875013A (en) * | 1987-03-13 | 1989-10-17 | Hitachi, Ltd. | High-frequency coil for nuclear magnetic imaging |
US4733190A (en) * | 1987-03-16 | 1988-03-22 | Medical Advances, Inc. | NMR local coil with adjustable spacing |
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 |
FR2615041B1 (fr) * | 1987-05-07 | 1989-12-29 | Thomson Cgr | Antenne electromagnetique et antenne d'excitation pour un appareil de resonance magnetique nucleaire munie d'une telle antenne electromagnetique |
US4799016A (en) * | 1987-07-31 | 1989-01-17 | General Electric Company | Dual frequency NMR surface coil |
US4763076A (en) * | 1987-09-01 | 1988-08-09 | The Regents Of The University Of California | MRI transmit coil disable switching via RF in/out cable |
US4812761A (en) | 1987-09-24 | 1989-03-14 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Electrically parallel equal phase resonant loops for nuclear magnetic resonance surface coils |
US4833409A (en) | 1987-12-21 | 1989-05-23 | General Electric Company | Apparatus for dynamically disabling an NMR field coil |
IL85786A (en) | 1988-03-18 | 1991-06-10 | Elscint Ltd | Hybrid surface coil |
US4812764A (en) | 1988-03-31 | 1989-03-14 | Varian Associates, Inc. | Calibrated decoupling of tightly coupled concentric surface coils |
US4820985A (en) * | 1988-04-06 | 1989-04-11 | General Electric Company | Apparatus for tuning an NMR field coil |
GB8814187D0 (en) * | 1988-06-15 | 1988-07-20 | Mansfield P | Improvements in/relating to surface electrical coil structures |
US5055853A (en) * | 1988-10-03 | 1991-10-08 | Garnier Robert C | Magnetic frill generator |
NL8802608A (nl) | 1988-10-24 | 1990-05-16 | Philips Nv | Magnetisch resonantie apparaat met verbeterde rf spoel. |
US4888555A (en) | 1988-11-28 | 1989-12-19 | The Board Of Regents, The University Of Texas | Physiological phantom standard for NMR imaging and spectroscopy |
US4879515A (en) * | 1988-12-22 | 1989-11-07 | General Electric Company | Double-sided RF shield for RF coil contained within gradient coils of NMR imaging device |
US4916418A (en) * | 1989-03-31 | 1990-04-10 | Varian Associates, Inc. | Double tuned bird cage coil |
US5001428A (en) | 1989-08-21 | 1991-03-19 | General Electric Company | Method for mapping the RF transmit and receive field in an NMR system |
US5017872A (en) * | 1990-01-19 | 1991-05-21 | General Electric Company | NMR radio frequency coil with dielectric loading for improved field homogeneity |
US5053711A (en) | 1990-01-19 | 1991-10-01 | General Electric Company | Nmr radio frequency coil with improved axial field homogeneity |
US5049821A (en) * | 1990-02-15 | 1991-09-17 | University Of Florida | Continuously variable field of view surface coil for NMR imaging |
FR2658955B1 (fr) | 1990-02-26 | 1992-04-30 | Commissariat Energie Atomique | Resonateur coaxial a capacite d'accord repartie. |
US5075624A (en) * | 1990-05-29 | 1991-12-24 | North American Philips Corporation | Radio frequency quadrature coil construction for magnetic resonance imaging (mri) apparatus |
US5221902A (en) * | 1990-10-22 | 1993-06-22 | Medical Advances, Inc. | NMR neck coil with passive decoupling |
US5196797A (en) | 1990-10-31 | 1993-03-23 | Toshiba America Mri, Inc. | Method of correcting an asymmetry in an NMR radio frequency coil and an improved radio frequency coil having N-fold symmetry and reduced eddy current |
US5304932A (en) * | 1990-11-05 | 1994-04-19 | The Regents Of The University Of California | Apparatus and method for shielding MRI RF antennae from the effect of surrounding objects |
DE4039409A1 (de) | 1990-12-10 | 1992-06-11 | Siemens Ag | Verstimmeinrichtung fuer resonatoren in einem kernspinresonanz-bildgeraet |
DE4107630C2 (de) * | 1991-03-09 | 1995-01-19 | Bruker Analytische Messtechnik | Resonator für die Elektronenspinresonanz-Spektroskopie |
US5185573A (en) * | 1991-04-16 | 1993-02-09 | Hewlett-Packard Company | Method for focusing of magnetic resonance images |
US5510714A (en) * | 1991-08-09 | 1996-04-23 | Hitachi, Ltd. | Magnetic resonance imaging apparatus and RF coil employed therein |
JPH0543606U (ja) * | 1991-11-01 | 1993-06-11 | 株式会社村田製作所 | 誘電体共振器の共振周波数調整機構 |
US5349297A (en) * | 1992-03-27 | 1994-09-20 | Picker International Inc. | Combined self shielded gradient coil and shimset |
US5382904A (en) * | 1992-04-15 | 1995-01-17 | Houston Advanced Research Center | Structured coil electromagnets for magnetic resonance imaging and method for fabricating the same |
US5270656A (en) | 1992-04-24 | 1993-12-14 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Biplanar RF coils for magnetic resonance imaging or spectroscopy |
JP3375089B2 (ja) * | 1992-06-09 | 2003-02-10 | 住友特殊金属株式会社 | 電子スピン共鳴用薄板空胴共振器 |
US5277183A (en) * | 1992-06-22 | 1994-01-11 | Medical Advances, Inc. | NMR local coil for foot imaging |
US5370656A (en) | 1993-02-26 | 1994-12-06 | Merocel Corporation | Throat pack |
US5530355A (en) * | 1993-05-13 | 1996-06-25 | Doty Scientific, Inc. | Solenoidal, octopolar, transverse gradient coils |
US5886596A (en) * | 1993-08-06 | 1999-03-23 | Uab Research Foundation | Radio frequency volume coils for imaging and spectroscopy |
US5557247A (en) | 1993-08-06 | 1996-09-17 | Uab Research Foundation | Radio frequency volume coils for imaging and spectroscopy |
US5514337A (en) * | 1994-01-11 | 1996-05-07 | American Research Corporation Of Virginia | Chemical sensor using eddy current or resonant electromagnetic circuit detection |
US5381122A (en) * | 1994-01-14 | 1995-01-10 | General Electric Company | Open MRI magnet having a support structure |
US5477146A (en) | 1994-02-22 | 1995-12-19 | Board Of Regents - Univ Of Ne | NMR adjustable volume array |
DE4408195C2 (de) | 1994-03-11 | 1996-09-05 | Bruker Analytische Messtechnik | Resonator für die Kernspinresonanz |
US5877732A (en) * | 1994-04-13 | 1999-03-02 | Resonance Technology Co. | Three-dimensional high resolution MRI video and audio system and method |
US5530425A (en) * | 1994-09-16 | 1996-06-25 | General Electric Company | Radiation shielded apparatus for high data rate communication in a computerized tomography system |
US5530424A (en) * | 1994-09-16 | 1996-06-25 | General Electric Company | Apparatus and method for high data rate communication in a computerized tomography system |
US5543711A (en) * | 1994-11-22 | 1996-08-06 | Picker International, Inc. | Multiple quadrature volume coils for magnetic resonance imaging |
US5543713A (en) | 1994-12-01 | 1996-08-06 | The Regents Of The University Of California | Ground breaker for multiple control lines |
US5646962A (en) * | 1994-12-05 | 1997-07-08 | General Electric Company | Apparatus for reducing electromagnetic radiation from a differentially driven transmission line used for high data rate communication in a computerized tomography system |
US5594338A (en) * | 1995-03-08 | 1997-01-14 | Quantum Magnetics, Inc. | Automatic tuning apparatus and method for substance detection using nuclear quadrupole resonance and nuclear magnetic resonance |
US5619996A (en) * | 1995-03-15 | 1997-04-15 | Medical Advances, Inc. | NMR local coil providing improved lower brain imaging |
US5539315A (en) * | 1995-03-24 | 1996-07-23 | Bruker Instruments, Inc. | NMR probe for cross-polarization measurements |
US5699801A (en) * | 1995-06-01 | 1997-12-23 | The Johns Hopkins University | Method of internal magnetic resonance imaging and spectroscopic analysis and associated apparatus |
US5744957A (en) | 1995-08-15 | 1998-04-28 | Uab Research Foundation | Cavity resonator for NMR systems |
WO1997018482A1 (en) * | 1995-11-14 | 1997-05-22 | Philips Electronics N.V. | Coaxial cable for use in magnetic resonance apparatus |
AU1567797A (en) * | 1995-12-29 | 1997-08-11 | Doty Scientific, Inc. | Low-inductance transverse litz foil coils |
JP3702022B2 (ja) * | 1996-02-09 | 2005-10-05 | 株式会社東芝 | 勾配磁場コイル |
US5841288A (en) * | 1996-02-12 | 1998-11-24 | Microwave Imaging System Technologies, Inc. | Two-dimensional microwave imaging apparatus and methods |
JPH1039997A (ja) * | 1996-07-18 | 1998-02-13 | Saifasha:Yugen | 三次元画像データ・指令入力システム |
JP3670452B2 (ja) * | 1996-07-31 | 2005-07-13 | 株式会社東芝 | 磁場発生用コイルユニットおよびコイル巻装方法 |
US5757189A (en) * | 1996-11-27 | 1998-05-26 | Picker International, Inc. | Arbitrary placement multimode coil system for MR imaging |
US5998999A (en) | 1996-12-12 | 1999-12-07 | Picker International, Inc. | Volume RF coils with integrated high resolution focus coils for magnetic resonance imaging |
US6177797B1 (en) * | 1996-12-19 | 2001-01-23 | Advanced Imaging Research, Inc. | Radio-frequency coil and method for resonance/imaging analysis |
WO1998037438A1 (en) * | 1997-02-25 | 1998-08-27 | Advanced Imaging Research, Inc. | Radio-frequency coil array for resonance analysis |
US5898306A (en) * | 1997-04-09 | 1999-04-27 | Regents Of The University Of Minnesota | Single circuit ladder resonator quadrature surface RF coil |
DE19721986C1 (de) * | 1997-05-26 | 1998-12-10 | Siemens Ag | Zirkular polarisierende Antenne für ein Magnetresonanzgerät |
US5949311A (en) * | 1997-06-06 | 1999-09-07 | Massachusetts Institute Of Technology | Tunable resonators |
US5903198A (en) * | 1997-07-30 | 1999-05-11 | Massachusetts Institute Of Technology | Planar gyrator |
DE19732783C1 (de) * | 1997-07-30 | 1999-03-04 | Bruker Medizintech | HF-Spulensystem für eine MR-Meßeinrichtung |
US5990681A (en) * | 1997-10-15 | 1999-11-23 | Picker International, Inc. | Low-cost, snap-in whole-body RF coil with mechanically switchable resonant frequencies |
US6201392B1 (en) | 1997-11-07 | 2001-03-13 | Varian, Inc. | Coplanar RF probe coil arrangement for multifrequency excitation |
US6023166A (en) * | 1997-11-19 | 2000-02-08 | Fonar Corporation | MRI antenna |
US6040697A (en) * | 1997-11-26 | 2000-03-21 | Medrad, Inc. | Magnetic resonance imaging receiver/transmitter coils |
US6008649A (en) | 1997-12-23 | 1999-12-28 | General Electric Company | RF coil apparatus for MR system with lateral B0 field |
RU98106937A (ru) * | 1998-04-14 | 2000-02-10 | Пикер Нордстар ОЮ (FI) | Устройство для формирования изображения с помощью магнитного резонанса |
JP2000171208A (ja) * | 1998-12-04 | 2000-06-23 | Toyota Motor Corp | 摺動式位置検出装置 |
US6236206B1 (en) * | 1999-04-23 | 2001-05-22 | Varian, Inc. | Globally tunable birdcage coil and method for using same |
EP1230559A2 (en) * | 1999-05-21 | 2002-08-14 | The General Hospital Corporation | Rf coil for imaging system |
US7598739B2 (en) * | 1999-05-21 | 2009-10-06 | Regents Of The University Of Minnesota | Radio frequency gradient, shim and parallel imaging coil |
JP3475123B2 (ja) * | 1999-05-24 | 2003-12-08 | アイシン・エィ・ダブリュ株式会社 | ナビゲーション装置および記憶媒体 |
US6232779B1 (en) | 1999-08-25 | 2001-05-15 | General Electric Company | NMR RF coil with improved resonant tuning and field containment |
US6396271B1 (en) * | 1999-09-17 | 2002-05-28 | Philips Medical Systems (Cleveland), Inc. | Tunable birdcage transmitter coil |
US6501274B1 (en) * | 1999-10-15 | 2002-12-31 | Nova Medical, Inc. | Magnetic resonance imaging system using coils having paraxially distributed transmission line elements with outer and inner conductors |
JP3549789B2 (ja) * | 1999-11-26 | 2004-08-04 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Rfコイルおよび磁気共鳴撮影装置 |
EP1305649A2 (en) | 2000-07-31 | 2003-05-02 | Regents Of The University Of Minnesota | Open tem resonators for mri |
AU2001296738A1 (en) * | 2000-10-09 | 2002-04-22 | Regents Of The University Of Minnesota | Method and apparatus for magnetic resonance imaging and spectroscopy using microstrip transmission line coils |
US6369570B1 (en) * | 2000-12-21 | 2002-04-09 | Varian, Inc. | B1 gradient coils |
US6420871B1 (en) * | 2001-03-02 | 2002-07-16 | Varian, Inc. | Multiple tuned birdcage coils |
US6771070B2 (en) | 2001-03-30 | 2004-08-03 | Johns Hopkins University | Apparatus for magnetic resonance imaging having a planar strip array antenna including systems and methods related thereto |
DE10124465A1 (de) | 2001-05-19 | 2002-11-21 | Philips Corp Intellectual Pty | Sende- und Empfangsspule für MR-Gerät |
EP1514140A4 (en) * | 2002-05-17 | 2006-01-25 | Mr Instr Inc | CAVITY RESONATOR FOR MR SYSTEMS |
ATE477503T1 (de) | 2005-01-24 | 2010-08-15 | Koninkl Philips Electronics Nv | Orthogonale spule zur kernspintomographie |
-
2001
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Patent Citations (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS60169748A (ja) * | 1983-12-23 | 1985-09-03 | ゼネラル・エレクトリツク・カンパニイ | Nmr用rfコイル |
JPS62112542A (ja) * | 1985-11-02 | 1987-05-23 | エヌ・ベ−・フイリツプス・フル−イランペンフアブリケン | 磁気共振映像装置用高周波コイル |
US4992737A (en) * | 1988-11-18 | 1991-02-12 | Bruker Medizintechnik Gmbh | Sample head for NMR tomography |
JPH03149033A (ja) * | 1989-08-11 | 1991-06-25 | Picker Internatl Inc | 磁気共鳴プローブ及びその製造法 |
JPH08257011A (ja) * | 1995-03-28 | 1996-10-08 | Ge Yokogawa Medical Syst Ltd | Mri用バードケージコイル |
US6029082A (en) * | 1997-11-24 | 2000-02-22 | Picker International, Inc. | Less-claustrophobic, quadrature, radio-frequency head coil for nuclear magnetic resonance |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2013063334A (ja) * | 2004-05-07 | 2013-04-11 | Regents Of The Univ Of Minnesota | 磁気共鳴無線周波数コイルのための多電流素子 |
JP2010240039A (ja) * | 2009-04-02 | 2010-10-28 | Hitachi Medical Corp | アンテナ装置及び磁気共鳴検査装置 |
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